JP4153093B2 - Ultrasonic diagnostic equipment - Google Patents

Description

【０００９】
に従うものとする。ここでｘは、超音波ビームの中心軸（走査線）を原点としたときの走査線の配列方向の距離をあらわしている。
ターゲットの強度をＰとしたとき、そのターゲットに起因する、走査線Ｌ２に関する受信信号の振幅Ａは、
【００１０】
【数２】

【００１１】
また、走査線Ｌ０に関する振幅Ｂは、
【００１２】
【数３】

【００１３】
であらわされる。（２），（３）式の比をとると、
Ａ／Ｂ＝ｅ^4ahd ……（４）
となる。この（４）式の辺々の対数をとると、
ｌｎ（Ａ）−ｌｎ（Ｂ）＝４ａｈ・ｄ ……（５）
となる。したがって、
ｄ＝｛ｌｎ（Ａ）−ｌｎ（Ｂ）｝／４ａｈ ……（６）
となる。ここでａは、（１）式に示すように、実際のビームプロファイルを規定する値であって既知であり、ｈは走査線間のピッチであってこれも既知である。したがってこの（６）式は、走査線Ｌ２，Ｌ０に関する対数検波された受信信号どうしの差を求めることにより、ターゲットの変位ｄを求めることができることをあらわしている。
また、ターゲットの強度Ｐは、上記のように求めたターゲットの変位ｄを用いて、
【００１４】
【数４】

【００１５】
あるいは、
【００１６】
【数５】

【００１７】
により求めることができる。
上記では、着目する走査線Ｌ１を挟む、その走査線Ｌ１の両側の２本の走査線Ｌ０，Ｌ２に関するデータに基づいてターゲットの変位ｄを求めたが、着目する走査線（ここでは、走査線Ｌ１）と、その走査線に隣接する走査線（ここでは、走査線Ｌ２とする）のデータからターゲットの変位ｄを求めることも可能である。以下説明する。
走査線Ｌ２における振幅Ａは、上述の（２）式、すなわち、
【００１８】
【数６】

【００１９】
によりあらわされる。また走査線Ｌ１における振幅Ｃは、
【００２０】
【数７】

【００２１】
によりあらわされる。（２）式と（９）式の比をとると、
Ａ／Ｃ＝ｅ^2h(2d-h) ……（１０）
となる。この（１０）式の辺々の対数をとると、
ｌｎ（Ａ）−ｌｎ（Ｃ）＝ａｈ（２ｄ−ｈ） ……（１１）
この場合も同様に、走査線Ｌ２，Ｌ１に関する対数検波された受信信号どうしの差を求めることによりターゲットの変位ｄを求めることができる。また、ターゲットの強度Ｐは、ターゲットの変位ｄを用いて、上述の（７）式、すなわち
【００２２】
【数８】

【００２３】
あるいは、
【００２４】
【数９】

【００２５】
により求めることができる。
次に、上述のようにして求めたターゲットの変位ｄ、ターゲットの強度Ｐを用いて、２本の走査線の間に新たな走査線を生成する（その新たな走査線に対応する受信信号を生成する）手法について説明する。
図２は、新たな走査線生成の原理説明図であり、図２（ａ）は、２本の走査線Ｌ１、Ｌ２と、それらの走査線の間に生成される新たな走査線Ｌ３を示した図、図２（ｂ）は、一本の超音波ビームの、実際の送受信におけるビームプロファイル（本発明にいう第１のビームプロファイル）と、演算により求めようとしている所望のビームプロファイル（本発明にいう第２のビームプロファイル）を示す図である。尚、以下では、簡単のために各点Ａ，Ｂ，Ｃ等と、それら各点の輝度値（信号値）Ａ，Ｂ，Ｃ等とに同じ符号を用いる。
ここでも、図１の説明の場合と同様、ある深さにおける走査線の配列方向を問題とする。また、所望のビームプロファイルはどのような関数形であってもよいことを表現するために、図２（ｂ）では複雑な形状のものが示されている。
走査線Ｌ１上の、ある深さ位置における輝度値をＡとしたとき、その深さ位置における、走査線Ｌ１からの、ターゲットの走査方向の変位ｄは、前述のようにして求められる。
ここで、前述の送受信ビームプロファイルをｆ（ｘ）、所望のビームプロファイルをｆ’（ｘ）としたとき、ターゲットから距離ｄだけ離れた走査線Ｌ１上での、所望のビームプロファイルに従ったときのデータ値Ａ’は、

であらわされる。この（１３）式に基づいて、送受信に用いた走査線Ｌ１に関する、所望のビームプロファイルｆ’（ｘ）に従った輝度値Ａ’を求めることができる。
また、走査線Ｌ１からｄ”だけ変位した走査線Ｌ３上の、所望のビームプロファイルｆ’（ｘ）に従った輝度値Ｃ’は、（１３）式で求めたＡ’と、
ｄ’＝ｄ−ｄ” ……（１４）
を用いて、

により求められる。
以上の演算を各走査線の深さ位置に関し実行することにより、送受信に用いた走査線の間に一本ずつ演算により求めた走査線が内挿され、さらに所望のビームプロファイルｆ’（ｘ）に従った受信超音波ビームをあらわす受信信号を得ることができる。
【００２６】
上記説明では、ターゲットの変位ｄは演算に用いているがターゲットの強度Ｐは直接的に演算には用いられていない。図１を参照した説明では、ターゲットの変位ｄとともにターゲットの強度Ｐも求めることができ、ターゲットの変位ｄとともにターゲットの強度Ｐを用いると、走査線Ｌ１，Ｌ３上の輝度値Ａ’，Ｃ’は、それぞれ、

により求めることができる。
次に、新たな走査線を求めることなく、実際の超音波受信により得られた受信信号を直接に画像信号に変換する演算方法について説明する。
図３は、画像信号生成の原理説明図であり、図３（ａ）は、２本の走査線Ｌ１，Ｌ２と画素との対応関係を示した図、図３（ｂ）は、一本走査線ビームの、実際の超音波送受信におけるビームプロファイルと、演算により求めようとしている所望のビームプロファイルを示す、図２（ｂ）と同様な図である。
図３（ａ）には、２本の走査線Ｌ１，Ｌ２上にそれぞれ２つのサンプリング点Ｌ１１，Ｌ１２；Ｌ２１，Ｌ２２が示されている。ある深さ位置にある各画素Ａ，Ｂの輝度値Ａ，Ｂは、それぞれ各２つのサンプリング点Ｌ１１，Ｌ１２；Ｌ２１，Ｌ２の輝度値Ｌ１１，Ｌ１２；Ｌ２１，Ｌ２２から直線補間により求められる。各走査線Ｌ１，Ｌ２に沿う深さ方向には、十分に細かくサンプリングされているため、直線補間であっても十分な精度の輝度値を求めることができる。
【００２７】
次に、今注目している画素Ｃの、所望のプロファイルｆ’（ｘ）に従った輝度値Ｃ’を、図２を参照して説明した手法と同じ手法により求める。
すなわち、上述の（１３），（１５）式、すなわち、
Ａ’＝Ａ−｛ｆ（ｄ）−ｆ’（ｄ）｝ ……（１３）
Ｃ’＝Ａ’−｛ｆ’（ｄ）−ｆ’（ｄ’）｝ ……（１５）
により、画素Ａ，Ｃの、所望のビームプロファイルｆ’（ｘ）に従う輝度値Ａ’，Ｃ’が求められる。
あるいはターゲットの変位ｄとともにターゲットの強度Ｐを用い、上述の（１６），（１７）式、すなわち、

により求められる。
以上で、本発明の実施形態に関する理論上の説明を終了し、次に本発明の実施形態の装置構成について説明する。
【００２８】
図４は、本発明の超音波診断装置の一実施形態を示すブロック図である。ここでは先ず、このブロック図を参照して、本実施形態の超音波診断装置の概要について説明する。以下、各部の作用ないし機能の説明はあとにまわし、先ずは、この超音波診断装置の構成について説明する。
この超音波診断装置の本体部１０は、大別して、制御部１００、信号処理部２００、ディジタルスキャンコンバータ部３００、ドプラ処理部４００、表示制御部５００、生体信号アンプ部６００から構成されている。
制御部１００は、ＣＰＵ部１０１とビームスキャン制御部１０２からなり、ＣＰＵ部１０１には、操作パネル７０１、一体的に構成されたタッチパネル７０２とＥＬ表示器７０３、およびフロッピィディスク装置７０４が接続されている。
【００２９】
また、信号処理部２００は、送受信部２０１、受信ディレイ制御部２０２、ビームフォーマ部２０３、コントロールインターフェイス部２０４、演算部２０５、およびドプラシグナル処理部２０６から構成されており、コントロールインターフェイス部２０４と、送受信部２０１、受信ディレイ制御部２０２、およびドプラシグナル処理部２０６は、制御ライン２０７で結ばれている。また、コントロールインターフェイス部２０４と演算部２０５は制御ライン２０８で結ばれており、さらに、受信ディレイ制御部２０２とビームフォーマ部２０３は制御ライン２０９で結ばれている。信号処理部２００を構成する送受信部２０１には、超音波プローブ２０が、着脱自在に、ここでは最大４本まで接続される。
また、ディジタルスキャンコンバータ部３００には、白黒用スキャンコンバータ３０１、カラー用スキャンコンバータ３０２、およびスクロール用スキャンコンバータ３０３が備えられている。
また、ドプラ処理部４００には、パルス／連続波ドプラ解析部４０１とカラードプラ解析部４０２が備えられている。
【００３０】
さらに、表示制御部５００は、ここでは１つのブロックで示されており、この表示制御部５００には、プリンタ７０５、ＶＴＲ（ビデオテープレコーダ）７０６、観察用テレビモニタ７０７、およびスピーカ７０８が接続されている。
また、生体信号アンプ部６００も、表示制御部５００と同様、ここでは１つのブロックで示されており、この生体信号アンプ部６００には、ＥＣＧ電極ユニット７０９、心音マイクロホン７１０、および脈波用トランスデューサ７１１が接続されている。
さらに、この超音波診断装置には、電源部８００が備えられている。この電源部８００は、商用電源に接続され、この超音波診断装置各部に必要な電力を供給する。
【００３１】
また、本体部１０は、ＣＰＵバス９０１を有しており、このＣＰＵバス９０１は、制御部１００を構成するＣＰＵ部１０１およびビームスキャン制御部１０２と、信号処理部２００を構成するコントロールインターフェイス部２０４と、ディジタルスキャンコンバータ部３００を構成する白黒用スキャンコンバータ３０１、カラー用スキャンコンバータ３０２、およびスクロール用スキャンコンバータ３０３と、ドプラ処理部４００を構成するパルス／連続波ドプラ解析部４０１およびカラードプラ解析部４０２と、さらに表示制御部５００とを接続している。また、この本体部１０は、エコーバス９０２を有しており、このエコーバス９０２は、信号処理部２００を構成する演算部２０５で生成される画像データを、ディジタルスキャンコンバータ部３００に供給する。また、ドプラ処理部４００を構成するパルス／連続波ドプラ解析部４０１およびカラードプラ解析部４０２で生成されたデータも、エコーバス９０２を経由してディジタルスキャンコンバータ部３００に供給される。さらに、この本体部１０は、ビデオバス９０３を有しており、このビデオバス９０３は、ディジタルスキャンコンバータ部３００を構成する白黒用スキャンコンバータ３０１、カラー用スキャンコンバータ３０２、およびスクロール用スキャンコンバータ３０３のいずれかで生成された画像信号を表示制御部５００に伝達する。
【００３２】
操作パネル７０１は、多数のキーを備えたキーボード等からなり、この操作パネル７０１を操作するとその操作情報がＣＰＵ部１０１で検知され、その操作情報に応じた指令が、その指令に応じて、ビームスキャン制御部１０２、コントロールインターフェイス部２０４、ディジタルスキャンコンバータ部３００、ドプラ処理部４００、あるいは表示制御部５００に伝達される。
ＥＬ表示部７０３は、ＥＬ（Ｅｌｅｃｔｒｏ Ｌｕｍｉｎｅｓｃｅｎｃｅ）表示画面を有し、また、ＣＰＵ部１０１は、そのＥＬ表示部７０３のＥＬ表示画面に表示するＥＬ用線画を作成するＥＬ用線画作成部を兼ねており、そのＣＰＵ部１０１で生成されたＥＬ用線画がＥＬ表示部７０３のＥＬ表示画面上に表示される。そのＥＬ表示部７０３のＥＬ表示画面上にはタッチパネル７０２が備えられており、そのタッチパネル７０２に指で触れるとそのタッチパネル７０２上の指で触れた位置をあらわす位置情報がＣＰＵ部１０１に伝達される。このタッチパネル７０２およびＥＬ表示器７０３は、例えば、操作パネル７０１の操作により、この超音波診断装置に、ある１つのモードに関するパラメータを設定する旨指示すると、ＣＰＵ１０１により、その１つのモード用に設定すべき多数のパラメータ一覧がＥＬ表示部７０３に表示され、タッチパネル７０２を指で触れて所望のパラメータを設定するなど、この超音波診断装置への各種の指示を入力し易いように構成されたものである。
【００３３】
フロッピィディスク装置７０４は、図示しないフロッピィディスクが装脱自在に装填され、その装填されたフロッピィディスクをアクセスする装置であって、ＣＰＵ部１０１により、オペレータが操作パネル７０１やタッチパネル７０２の操作により行なった指示がそのフロッピィディスク装置７０４に装填されたフロッピィディスクに書き込まれ、この超音波診断装置への電源投入時、あるいは操作パネル７０１の操作により初期状態へのリセットが指示された時に、そのフロッピィディスク装置７０４に装填されたフロッピィディスクからそこに書き込まれている各種の指示情報がＣＰＵ部１０１に入力され、ＣＰＵ部１０１は、その指示情報に応じて各部を初期状態に設定する。これは、この超音波診断装置を稼働させるにあたって必要となる、操作パネル７０１やタッチパネル７０２から設定すべきパラメータ等が多数存在し、例えば電源投入のたびにそれら多数のパラメータ等を設定し直すのは極めて大変であり、このためフロッピィディスクに初期状態のパラメータ等を書き込んでおいて、電源投入時や初期状態へのリセットが指示された時には、そのフロッピィディスクに書き込まれているパラメータ等を読み込んでそれらのパラメータ等に応じて各部を設定することにより、パラメータ等の設定効率化を図るというものである。
【００３４】
制御部１００を構成するＣＰＵ部１０１は、上述のように、主としてマン・マシンインターフェイスの役割りを担っているのに対し、同じく制御部１００を構成するビームスキャン制御部１０２は、主として、この超音波診断装置による超音波の送受信のタイミング等、リアルタイム性が要求される制御を担当している。この超音波診断装置で超音波の送受信を行なう時には、信号処理部２００を構成する各部を制御するためのデータがビームスキャン制御部１０２からＣＰＵバス９０１を経由して信号処理部２００のコントロールインターフェイス部２０４に伝達され、このコントロールインターフェイス部２０４は、制御ライン２０７を経由して、送受信部２０１、受信ディレイ制御部２０２、およびドプラシグナル処理部２０６を制御し、また、このコントロールインターフェイス部２０４は、制御ライン２０８を介して演算部２０５を制御し、さらに受信ディレイ制御部２０２は、コントロールインターフェイス部２０４の制御を受けて、制御ライン２０９を介してビームフォーマ部２０３を制御する。信号処理部２００の各部の制御についての詳細は後述する。
【００３５】
送受信部２０１には、超音波プローブ２０が接続されている。この超音波プローブには、例えばリニア走査型超音波プローブ、コンベックス走査型超音波プローブ、セクタ走査型超音波プローブ、また特殊な超音波プローブとしては、体腔内に挿入されるタイプの超音波プローブ、さらには、これら各種の超音波プローブについて、使用される超音波の周波数の相違による種別等、多種類の超音波プローブが存在する。超音波プローブを本体部１０に装着するにはコネクタ（図示せず）が用いられるが、本体部１０側には超音波プローブを接続するためのコネクタが取り付けられており、前述したように、多種類の超音波プローブのうち最大４本まで同時装着が可能である。超音波プローブを本体部１０に装着すると、どの種類の超音波プローブが装着されたかをあらわす情報が本体部１０で認識できるように構成されており、その情報は、制御ライン２０７、コントロールインターフェイス部２０４、およびＣＰＵバス９０１を経由してＣＰＵ部１０１に伝えられる。一方、操作パネル７０１からは、この超音波診断装置を使用するにあたり、今回、本体部１０側のコネクタに接続された超音波プローブのうちどの超音波プローブを使用するか指示が入力される。その指示は、ＣＰＵバス９０１を経由してビームスキャン制御部１０２に伝えられ、そのビームスキャン制御部１０２から、使用する超音波プローブに応じたデータが、ＣＰＵバス９０１、コントロールインターフェイス部２０４、制御ライン２０７を経由して送受信部２０１に伝達され、送受信部２０１は、上記のようにして指示された超音波プローブ２０に対し、以下に説明するように高電圧パルスを送信して超音波を送信し、その超音波プローブで受信された信号を受け取る。ここでは、図９に１つだけ示す超音波プローブ２０が超音波送受信のために選択されたものとする。
【００３６】
図９に示す超音波プローブ２０はいわゆるセクタ走査型の超音波プローブであり、その先端には、複数の超音波振動子２１が配列されており、超音波の送受信にあたっては、被検体（特に人体）１の体表に超音波振動子２１があてがわれる。その状態で、送受信部２０１から複数の超音波振動子２１それぞれに向けて超音波送信用の各高電圧パルスが印加される。複数の超音波振動子２１それぞれに印加される各高電圧パルスは、コントロールインターフェイス部２０４の制御により相対的な時間差が調整されており、これら相対的な時間差がどのように調整されるかに応じて、これら複数の超音波振動子２１から、被検体１の内部に延びる複数の走査線２のうちのいずれか一本の走査線に沿って、被検体内部の所定深さ位置に焦点が結ばれた超音波パルスビームが送信される。
この送信される超音波パルスビームの属性、すなわち、その超音波パルスビームの方向、焦点の深さ位置、中心周波数等は、ビームスキャン制御部１０２からＣＰＵバス９０１を経由してコントロールインターフェイス部２０４に伝えられた制御データにより定まる。
【００３７】
この超音波パルスビームは被検体１の内部を進む間にその１本の走査線上の各点で反射して超音波プローブ２０に戻り、その反射超音波が複数の超音波振動子２１で受信される。この受信により得られた複数の受信信号は、送受信部２０１に入力されて送受信部２０１に備えられた複数のプリアンプ（図示せず）でそれぞれ増幅された後ビームフォーマ部２０３に入力される。このビームフォーマ部２０３には、多数の中間タップを備えたアナログ遅延線（後述する）が備えられており、受信ディレイ制御部２０２の制御により、送受信部２０１から送られてきた複数の受信信号がアナログ遅延線のどの中間タップから入力されるかが切り換えられ、これにより、それら複数の受信信号が相対的に遅延されるとともに互いに電流加算される。ここで、それら複数の受信信号に関する相対的な遅延パターンを制御することにより、被検体１の内部に延びる所定の走査線に沿う方向の反射超音波が強調され、かつ被検体１の内部の所定深さ位置に焦点が結ばれた、いわゆる受信超音波ビームが形成される。ここで、超音波は、被検体１内部を、信号処理の速度と比べてゆっくりと進むため、１本の走査線に沿う反射超音波を受信している途中で被検体内のより深い位置に焦点を順次移動させる、いわゆるダイナミックフォーカスを実現することもでき、この場合、超音波パルスビーム１回の送信に対応する１回の受信の間であっても、その途中で時間的に順次に、受信ディレイ制御部２０２により、各超音波振動子で得られた各受信信号が入力される、アナログ遅延線の各タップが切り換えられる。
【００３８】
この受信超音波ビームの属性、すなわち受信超音波ビームの方向、焦点位置等についても、ビームスキャン制御部１０２からＣＰＵバス９０１を経由してコントロールインターフェイス部２０４に伝えられ、さらに制御ライン２０７を経由して受信ディレイ制御部２０２に伝えられてきた制御データにより定められ、受信ディレイ制御部２０２はそのようにして伝えられてきた制御データに基づいて、ビームフォーマ部２０３を制御する。
尚、上記説明では、超音波振動子２１には高電圧パルスを与え、超音波パルスビームを送信する旨説明したが、この場合、前述したように超音波は信号処理速度と比べるとゆっくりと被検体内を進むため、超音波振動子２１に高電圧パルスを印加した時点を起点とし、超音波振動子２１で反射超音波を受信する時点までの時間により、その時点で得られた信号が被検体内のどの深さ位置で反射した反射超音波に対応する信号であるかを知ることができる。すなわち、送信される超音波がパルス状のものであることにより、被検体の深さ方向に分解能を持つことになる。通常は、このように、超音波振動子２１には高電圧パルスが印加されるが、特殊な場合には、被検体内の深さ方向に分解能を持たないことを許容し、超音波振動子２１に連続的に繰り返す高電圧パルス列信号を印加して被検体内に連続波としての超音波ビームを送信することもある。
【００３９】
ただし、以下においても、ドプラ処理部４００を構成するパルス／連続波ドプラ解析部４０１の説明の際に連続波に言及する場合を除き、パルス状の超音波ビームを送信するものとして説明する。
送受信部２０１およびビームフォーマ部２０３は、上記のようにして、被検体１内部の複数の走査線２のそれぞれに沿って順次に超音波パルスビームの送信と受信とを繰り返し、これにより生成される各走査線に沿う受信超音波ビームをあらわす受信信号が順次演算部２０５に入力される。この演算部２０５では、入力された受信信号が対数圧縮され、検波され、さらに、操作パネル７０１を操作することにより指定された、被検体１内部のどの深さ領域までの画像を表示するかという指定（つまり被検体内部の浅い領域のみの画像を表示すればよいのか、あるいはどの程度深い領域までの画像を表示する必要があるかという指定）に応じたフィルタリング処理等が施され、さらにＡ／Ｄ変換器によりディジタルの受信信号に変換され、今度はそのディジタル受信信号（本発明にいう第１の受信信号の一例）に基づいて、前述した演算の過程を経ることにより、所望のビームプロファイルを有する受信超音波ビーム、（例えばビーム径の細い受信超音波ビーム）をあらわす受信信号（本発明にいう第２の受信信号の一例）が生成されて、その生成された受信信号が演算部２０５から出力される。この演算部２０５の詳細については後述する。この演算部２０５から出力された受信信号は、エコーバス９０２を経由して、ディジタルスキャンコンバータ部３００を構成する白黒用スキャンコンバータ３０１に入力される。この白黒用スキャンコンバータ３０１では、表示用の各画素に対応したデータを生成するための補間演算処理が施され、さらに入力された受信信号が表示用の画像信号に変換され、その表示用の画像信号がビデオバス９０３を経由して表示制御部５００に入力される。この表示制御部５００は、複数の走査線２で規定される被検体断層面内の超音波反射強度分布によるＢモード像を観察用テレビモニタ７０７に表示する。その際、必要に応じて、操作パネル７０１から入力された患者名や撮影年月日、撮影条件等も、そのＢモード像に重畳されて表示される。このＢモード像として、被検体１内部が動いている様子をあらわす動画像を表示することもでき、あるいは、ある時点における静止画像を表示することもでき、さらには、生体信号アンプ部６００からの同期信号に基づいて、人体の心臓の動きに同期した、その心臓の動きの、ある位相における画像を表示することもできる。
【００４０】
生体信号アンプ部６００には、被検体（人体）１の心電波形を得るためのＥＣＧ電極ユニット７０９、心音をピックアップする心音マイクロホン７１０、人体の脈をとらえる脈波用トランスデューサ７１１が接続されており、生体信号アンプ部６００では、これらのうちのいずれか１つもしくは複数のセンサに基づいて同期信号が生成され、表示制御部５００に送られる。
また表示制御部５００には、観察用テレビモニタ７０７のほか、プリンタ７０５、ＶＴＲ（ビデオテープレコーダ）７０６が接続されており、表示制御部５００は、オペレータからの指示に応じて、観察用テレビモニタ７０７に表示された画像をプリンタ７０５ないしはＶＴＲ７０６に出力する。
【００４１】
再度、信号処理部２００の説明から始める。
被検体内部に延びるある一本の走査線上の超音波反射情報の時間変化を知ろうとするときは、オペレータからの指示に応じて、その関心のある一本の走査線に沿って超音波が繰り返し送受信され、その１本の走査線に沿う被検体の受信超音波ビームをあらわすデータがエコーバス９０２を経由してスクロール用スキャンコンバータ３０３に入力される。このスクロール用スキャンコンバータ３０３は、縦方向にその１本の走査線に沿う被検体の深さ方向の超音波反射強度分布、横軸が時間軸からなり時間軸方向にスクロールする画像（Ｍモード像）をあらわす画像信号が生成され、ビデオバス９０３を経由して表示制御部５００に入力され、例えば観察用テレビモニタ７０７に、その画像信号に基づく画像が表示される。尚、表示制御部５００は、白黒用スキャンコンバータ３０１から送られてきたＢモード像をあらわす画像信号とスクロール用スキャンコンバータ３０３から送られてきたＭモード像をあらわす画像信号とを横に並べる機能や、Ｂモード像に、後述するカラーモード像を重畳する機能も有しており、観察用テレビモニタ７０７には、オペレータからの指示に応じて、複数の画像が並べて表示され、あるいは複数の画像が重畳して表示される。
【００４２】
もう一度、信号処理部２００の説明に戻る。
信号処理部２００を構成するドプラシグナル処理部２０６は、被検体１内部の血流分布や、ある一点、ないしある１本の走査線上の血流速度を求めるための構成要素であり、このドプラシグナル処理部２０６では、ビームフォーマ部２０３で生成された受信超音波ビームをあらわす受信信号に、いわゆる直交検波が施され、さらにＡ／Ｄ変換によりディジタルデータに変換される。ドプラシグナル処理部２０６から出力された直交検波後のデータは、ドプラ処理部４００に入力される。ドプラ処理部４００には、パルス／連続波ドプラ解析部４０１とカラードプラ解析部４０２とが備えられており、ここでは、ドプラシグナル処理部２０６から出力されたデータは、カラードプラ解析部４０２に入力されるものとする。カラードプラ解析部４０２では、各走査線それぞれに沿って例えば８回ずつ超音波送受信を行なったときのデータに基づく自己相関演算により、オペレータにより指定された、Ｂモード画像上の関心領域（ＲＯＩ）内の血流分布をあらわすデータが求められる。ＲＯＩ内の血流分布をあらわすデータは、エコーバス９０２を経由してカラー用スキャンコンバータ３０２に入力される。このカラー用スキャンコンバータ３０２では、そのＲＯＩ内の血流分布をあらわすデータが表示に適した画像信号に変換され、その画像信号は、ビデオバス９０３を経由して表示制御部５００に入力される。表示制御部５００では、白黒用スキャンコンバータ３０１から送られてきたＢモード像上のＲＯＩに、例えば超音波プローブ２０に近づく方向の血流を赤、遠ざかる方向の血流を青、それらの輝度で血流速度をあらわしたカラーモード像を重畳して、観察用テレビモニタ７０７に表示する。これにより、そのＲＯＩ内の血流分布の概要を把握することができる。
【００４３】
ここで、オペレータにより、そのＲＯＩ内のある１点もしくはある１本の走査線上の血流を詳細に観察する旨の要求が入力されると、今度は送受信部２０１により、その関心のある一点を通る一本の走査線、もしくはその関心のある１本の走査線に沿う方向に多数回超音波の送受信が繰り返され、それにより得られた信号に基づいてドプラシグナル処理部２０６で生成されたデータが、ドプラ処理部４００を構成するパルス／連続波ドプラ解析部４０１に入力される。被検体内のある一点の血流に関心があるときは、被検体内にはパルス状の超音波ビームが送信され、ある１本の走査線上の血流情報が広い範囲で抽出されることを許容しより速い流速範囲の血流情報を得たいときは、被検体内には連続波としての超音波ビームが送信される。
【００４４】
パルス／連続波ドプラ解析部４０１では、ある１点もしくはある１本の走査線について多数回超音波送受信を行なうことにより得られたデータに基づくＦＦＴ（Ｆａｓｔ Ｆｏｕｒｉｅｒ Ｔｒａｎｓｆｏｒｍ）演算により、その一点の血流情報あるいはその一本の走査線上の広い範囲での血流情報が得られる。このパルス／連続波ドプラ解析部４０１で得られた血流情報をあらわすデータは、エコーバス９０２を経由して、スクロール用スキャンコンバータ３０３に入力され、スクロールスキャンコンバータ３０３では、縦軸が血流速度、横軸が時間軸からなり時間軸方向にスクロールする画像をあらわす画像信号が生成される。この画像信号は、ビデオバス９０３を経由して表示制御部５００に入力され、観察用テレビモニタ７０７上に、例えば白黒用スキャンコンバータ３０１から送られてきたＢモード像と並べられて表示される。
【００４５】
図５は、複数の超音波振動子に印加される高電圧パルスの遅延パターンを示した概念図である。
配列された複数の超音波振動子２１のうち、配列の両端（Ａ），（Ｂ）に位置する超音波振動子と比べ配列の中央（Ｏ）よりに位置する超音波振動子に、時間的に遅れた高圧パルス２２を印加する。このように、遅延パターンを持った高電圧パルスを複数の超音波振動子２１に印加することにより、被検体内の所定の方向に延び、かつある深さ位置に焦点が形成された送信超音波パルスビームが形成される。
【００４６】
図６は、ビームフォーマ部における、受信超音波ビームの形成の仕方を示す原理説明図である。
ここでは、説明の簡単のため、複数のタップを備えた遅延線１００１ａ，…，１００１ｍ，…，１００１ｎと、制御信号に応じて受信信号の遅延線への入力ルートを切り換える選択スイッチ１００２ａ，…，１００２ｍ，…，１００２ｎとのペアが各超音波振動子２１に対応して備えられているものとする。各選択スイッチ１００２ａ，…，１００２ｍ，…，１００２ｎにはそれぞれ１つの超音波振動子２１で得られた１つの受信信号が入力され、各選択スイッチ１００２ａ，…，１００２ｍ，…，１００２ｎでは、その入力された受信信号が、遅延線の複数のタップのうちの、制御信号に応じたタップから遅延線に入力される。各遅延線は２００１ａ，…，２００１ｍ，…，２００１ｎは受信信号が入力されたタップに応じた遅延時間だけその入力された受信信号を遅延して加算器１００３に入力する。加算器１００３は、その加算器１００３に同時に入力された受信信号どうしを加算して、受信超音波ビームをあらわす受信信号を出力する。
【００４７】
なお、この図６では、解りやすさのため、超音波振動子の個数と同数の、遅延線１００１ａ，…，１００１ｍ，…，１００１ｎと選択スイッチ１００２ａ，…，１００２ｍ，…，１００２ｎとのペアを備えるとともに、各遅延線１００１ａ，…，１００１ｍ，…，１００１ｎから出力された受信信号を互いに加算する加算器１０３を備えた構成について説明したが、実際には、多数のタップを備えた一本の遅延線に、複数の超音波振動子で得られた複数の受信信号が入力されるタップがそれぞれ制御されながら入力され、それら複数の受信信号がそれぞれ入力された各タップに応じた時間だけ遅延されると共にその遅延線内で互いに電流的に加算され、その一本の遅延線から、制御された遅延パターンに従って遅延を受けかつ互いに加算された受信信号が、直接に出力される。
【００４８】
図７は、遅延パターンと、走査線の方向と、焦点位置との関係を示した説明図である。
Ａ−Ｂ間に複数の超音波振動子が配列されているものとし、Ａ−Ｂ間の中点をＯとする。このとき、各超音波振動子に印加される高電圧パルスに、図７（Ａ）に示すようにＢ側に位置する超音波振動子に対し長めの遅延時間を与えて各超音波振動子に印加すると、中点ＯからＢ側に傾いた方向に延びる走査線に沿う送信超音波ビームが形成され、図７（Ｂ）に示すように、左右対称の遅延パターンを与えると中点Ｏから超音波振動子の配列方向に対し垂直に延びる走査線に沿う送信超音波ビームが形成され、図７（Ｃ）に示すように、Ａ側に位置する超音波振動子に対し長めの遅延時間を与えた高電圧パルスを印加すると、Ａ側に傾いた送信超音波ビームが得られる。また、同一の走査線に沿う送信超音波ビームであっても、高電圧パルスの遅延パターンに応じて焦点位置を定めることができる。具体的には、図７（Ａ）〜（Ｃ）に破線で示すように焦点を中心としてＡ−Ｂ間を結ぶ線分に接する円弧を描くいて考える。各超音波振動子から送信された超音波パルスがその円弧上に同時に到達すると、それらの超音波パルスは焦点に集まるように進む。したがって、例えば図７（Ｂ）のように焦点を形成する場合は、Ａ点およびＢ点に位置する超音波振動子に同時に高電圧パルスが印加され、その高電圧パルスの印加によってＡ点およびＢ点に位置する超音波振動子から発せられた超音波パルスがその円弧上に達したタイミングでＯ点に位置する超音波振動子に高電圧パルスが印加されてそのＯ点に位置する超音波振動子から超音波パルスが送信される。こうすることにより、図７（Ｂ）に示す走査線に沿うとともに図７（Ｂ）に示す焦点位置で最も細いビーム径を有する送信超音波パルスビームが形成される。
ここで、Ａ−Ｂ間に配列された、超音波送信に用いられている複数の超音波振動子は、例えば超音波プローブ２０（図４参照）に配列された複数の超音波振動子２１の一部であって、送信超音波パルスビームの形成に用いる複数の超音波振動子からなる送信開口を、超音波プローブ２０に配列された超音波振動子２１の配列方向に移動することにより、走査線を、超音波振動子２１の配列方向に平行移動させることができる。
【００４９】
このようにして、超音波プローブ２０に配列された超音波振動子２１上の任意の点を始点として被検体内の任意の方向に延びる走査線に沿うとともに、その走査線上の任意の点に焦点を持つ送信超音波ビームを得ることができる。
受信超音波ビームの形成についても上記の送信超音波ビームの場合と同様である。
すなわち、被検体内で反射し各超音波振動子に戻ってきた超音波を各超音波振動子で受信することにより得られた各受信信号を、図７（Ａ）に示すように、Ｂ側の超音波振動子で得られた受信信号に対し長めの遅延時間を与えた上で互いに加算すると、中点Ｏを始点としＢ側に傾いた走査線に沿う受信超音波ビームが形成され、図７（Ｂ）に示すように左右対称の遅延時間を与えた上で互いに加算すると、中点Ｏを始点として超音波振動子の配列方向に対し垂直に延びる走査線に沿う受信超音波ビームが形成され、図７（Ｃ）に示すようにＡ側の超音波振動子で得られた受信信号に対し長めの遅延時間を与えた上で互いに加算すると、点Ｏを始点としＡ側に傾いた走査線に沿う受信超音波ビームが得られる。また、同一の走査線に沿う受信超音波ビームであっても、遅延パターンに応じて焦点位置を定めることができる。具体的には、焦点で反射してそれぞれ各点Ａ，Ｏ，Ｂに向かう超音波は、焦点と各点Ａ，Ｏ，Ｂとを結ぶ各線分と、円弧との交点に同時に到達することになり、焦点で反射した超音波を各超音波振動子で受信する時刻に差異が生じることになる。そこで焦点で反射した超音波が先に到達した超音波振動子で得られた受信信号を、超音波が後から到達する超音波振動子に超音波が到達する迄の間遅延させた上で互いに加算すると、焦点を通る走査線に沿う方向に延び、かつその焦点で最も細く絞られた受信超音波ビームが形成されることになる。
【００５０】
ここで、送信の場合と同様、Ａ−Ｂ間に配列された、反射超音波の受信に用いられている複数の超音波振動子は、例えば超音波プローブ２０（図４参照）に配列された複数の超音波振動子２１の一部であって、反射超音波の受信に用いる複数の超音波振動子からなる受信開口を、超音波プローブ２０に配列された超音波振動子２１の配列方向に移動することにより、走査線を、配列された超音波振動子２１の方向に平行移動させることができる。
このようにして、送信および受信の双方について、超音波プローブ２０に配列された超音波振動子２１上の任意の点を始点として被検体内の任意の方向に延びる走査線に沿うとともにその走査線上の任意の点に焦点を持つ超音波ビームを得ることができる。
【００５１】
図８は、図４に示す演算部２０５におけるＡ／Ｄ変換後のディジタル受信信号に演算処理を施す演算処理回路の一例を示すブロック図である。ここでは、Ａ／Ｄ変換後の受信信号を構成する、被検体内各点のデータを走査線輝度値と称している。ここでは、図８とともに図２を参照して説明する。
図８に示す演算処理回路には、各走査線２（図４参照）に沿う超音波送受信に同期して各走査線の走査線輝度値が順次に入力され、ラインメモリ２０５１に一旦格納される。このラインメモリ２０５１からは、走査方向近傍２点抽出手段２０５２により、生成しようとしている、図２に示す走査線Ｌ３を挟む２本の走査線Ｌ１，Ｌ２上の２点Ａ，Ｂの走査線輝度値Ａ，Ｂが抽出され、それら２点の走査線輝度値Ａ，Ｂは変位（ｄ）算出手段２０５３に入力されるとともに、それら２点の走査線輝度値Ａ，Ｂのうちの走査線輝度値Ａは、減算器２０５７にも入力される。
【００５２】
変位（ｄ）算出手段２０５３では、図２に示す、ターゲットの変位ｄが算出される。
この変位ｄは、実際の受信超音波ビームのビームプロファイルが、ガウシアン関数に従うときは、前述の（６）式により求められる。この変位（ｄ）算出手段２０５３で求められたターゲットの変位ｄは、差分輝度（ｂ）算出手段２０５４、変位（ｄ’）算出手段２０５５、および差分輝度（−ｂ’）算出手段２０５６に入力される。
差分輝度（ｂ）算出手段２０５４では、変位ｄに基づいて、図２（ｂ）に示す差分輝度ｂが求められる。この差分輝度ｂは、（１３）式に示すように、
ｂ＝ｆ（ｄ）−ｆ’（ｄ） ……（１７）
但し、ｆ（ｘ）は実際の受信超音波ビームのビームプロファイル
ｆ’（ｘ）は所望の受信超音波ビームのビームプロファイルである。
である。
また、変位（ｄ’）算出手段２０５５では、（１４）式に示すように、変位ｄから、走査線Ｌ３の、走査線Ｌ１からの距離ｄ”を引き算して、変位ｄ’を求める。
さらに差分輝度（−ｂ’）算出手段２０５６では、（１５）式に示すようにして、
−ｂ’＝ｆ’（ｄ）−ｆ’（ｄ’） ……（１８）
が求められる。
減算器２０５７では、（１３）式に示すように、

が求められ、減算器２０５８では、（１５）式に示すように、

が求められる。
【００５３】
ここで、超音波送受信時の走査線上の輝度値Ａを所望のビームプロファイルに適合するように変更した輝度値Ａ’は、減算器２０５８の出力とは別に減算器２０５７の出力として取り出してもよいが、変位（ｄ’）算出手段２０５５でｄ’＝ｄを出力することにより、減算器２０５８の出力としてＡ’を得ることもできる。
内挿走査線位置選択手段２０５９は、上記の演算を行なうための内挿走査線Ｌ３（図２（ａ）参照）上の深さ位置を指定するとともにその深さ位置を順次に変更し、さらに内挿走査線を順次変更する手段であり、図２に示す点Ｃの走査線輝度値Ｃ’を算出するタイミングでは、走査線Ｌ１，Ｌ３上の２点Ａ，Ｂのアドレスが出力される。この内挿走査線位置選択手段２０５９により一本の内挿走査線上の深さ位置や内挿走査線を順次変更しながら上記の演算を繰り返すことにより、超音波断層面内全域について高密度に配列された所望のビームプロファイルの受信超音波ビームによる走査線を得ることができる。
【００５４】
図９は、図８に示す演算処理回路のうちの一部回路の変形例を示す図である。ここには、メモリで構成された差分輝度（ｂ）算出手段２０５４と、やはりメモリで構成された差分輝度（−ｂ’）算出手段２０５６が示されている。
差分輝度（ｂ）算出手段２０５４を構成するメモリ内には、変位ｄに対する、走査線に沿う各深さ毎の差分輝度ｂの一覧が格納されており、その差分輝度（ｂ）算出手段２０５４に変位ｄが入力されると、差分輝度（ｂ）算出手段２０５４では、その変位ｄが現在演算中の深さに応じた差分輝度ｂに変更される。
また、これと同様に、差分輝度（−ｂ’）算出手段２０５６を構成するメモリ内には、２つの変位ｄ，ｄ’に対する、走査線に沿う各深さ毎の差分輝度−ｂ’の一覧が格納されており、差分輝度（−ｂ’）算出手段２０５６に変位ｄ，ｄ’が入力されると、差分輝度（−ｂ’）算出手段２０５６では、それらの変位ｄ，ｄ’に基づいて、現在演算中の深さに応じた差分輝度−ｂ’が出力される。
所望のビームプロフィールｆ’（ｘ）は目的に応じて自由に変更可能であることが好ましく、また、所望のプロファイルは、例えば図２（ｂ）のように複雑な形状の場合も考えられ、また演算器をハードウェアで構成するのはコストパフォーマンスが悪いことから、ＲＯＭやＲＡＭを用いて演算テーブルを構成した方が効果的である。特にＲＡＭで構成すれば、例えば外部から所望のビームプロファイルｆ’（ｘ）を自由に制御することがができるため、画質制御が容易となる。
【００５５】
図１０は、図４に示す演算部２０５におけるＡ／Ｄ変換後のディジタル受信信号に演算処理を施す演算処理回路のもう１つの例を示すブロック図である。図８に示す演算処理回路における機能ブロックと同一の作用を持つ機能ブロックには、図８において付した符号と同一の符号を付して示し、相違点について説明する。
この図１０に示す演算処理回路１２は、ピーク輝度（Ｐ）算出手段２０６０が備えられている。このピーク輝度（Ｐ）算出手段２０６０では、実際の超音波送受信時のビームプロファイルｆ（ｘ）がガウシアン関数に従うものである場合には、（７）式により求められる。
差分輝度（ｂ’）算出手段２０６１では、差分輝度ｂ’が、
ｂ’＝ｆ（ｄ’）−ｆ’（ｄ’） ……（１９）
により求められる。
減算器２０６２では、（１７）式、すなわち、

に基づき、輝度値Ｃ’が求められる。
ここで、変位（ｄ’）算出手段２０５５からｄ’＝ｄを出力すると、（１６）式、すなわち

が求められる。
【００５６】
以上のようにして、図４に示す演算部２０５１において、例えば倍密の走査線かつ所望のビームプロファイルを持った受信超音波ビームをあらわす受信信号に変換された後、その受信信号は、エコーバス９０２を経由し白黒用スキャンコンバータ２０１に入力されてＢモード用の画像信号に変換され、その画像信号はビデオバス９０３を経由して表示制御部５００に伝達され、表示制御部５００の制御により、観察用テレビモニタ７０７に、その画像信号に基づく、高画質のＢモード画像が表示される。
【００５７】
以上説明した図８〜図１０は、本発明の第１の超音波診断装置の実施形態に関するものであるが、以下、本発明の第２の超音波診断装置の実施形態について説明する。
本発明の第２の超音波診断装置の実施形態の場合、図４に示す演算部２０５では、受信信号をＡ／Ｄ変換した後、上述したような本発明の第１の超音波診断装置に特徴的な処理は行なわずに、そのままエコーバス９０２を経由して白黒用スキャンコンバータ３０１に伝達される。本発明の第２の超音波診断装置の場合、以下に説明するように、この白黒用スキャンコンバータ３０１が特徴的な構成を有している。
【００５８】
図１１は、図４に示す白黒用スキャンコンバータ３０１に組み込まれている演算処理回路の一例を示すブロック図である。
この図１１に示す演算処理回路は、図８に示す演算処理回路に近似している。すなわち、図１に示す演算処理回路を構成するラインメモリ３０１１，変位（ｄ）算出手段３０１３，差分輝度（ｂ）算出手段３０１４，変位（ｄ’）算出手段３０１５，差分輝度（−ｂ’）算出手段３０１６、および２つの減算器３０１７，３０１８は、それぞれ、図８に示す演算処理回路を構成するラインメモリ２０５１，変位算出手段２０５３，差分輝度（ｂ）算出手段２０５４，変位（ｄ’）算出手段２０５５，差分輝度（−ｂ’）算出手段２０５６，および２つの減算器２０５７，２０５８と機能的に同等である。重複説明は省略する。
また図１１に示すピクセル選択３０１９は、図８に示す内挿走査線位置選択手段２０５９に対応する構成要素であり、演算により輝度値を求めようとするピークセル（画素）、すなわち図３の場合画素Ｃを選択する。
図１１に示す近傍４点抽出手段３０１２は、ピクセル選択３０１９により選択されたピクセルの近傍４点、図３の場合の４点Ｌ１１，Ｌ１２，Ｌ２１，Ｌ２２の輝度値Ｌ１１，Ｌ１２，Ｌ２１，Ｌ２２を抽出する。
２つの深さ方向走査線輝度補間手段３０２３，３０２４は、それぞれ、直線補間により、ピクセル選択３０１９で選択された画素Ｃと同じ深さの各点Ａ，Ｂの輝度値Ａ，Ｂを求める。
【００５９】
その他は、図８の場合と同様にして、最終的に、画素Ｃの、所望のプロファイルに従う輝度値Ｃ’が求められる。
ピクセル選択３０１９により順次異なるピクセルを選択しながら、その選択されたピクセルに関する、所望のプロファイルに従う輝度値を求める演算を繰り返すことにより、超音波断層面全域にわたり、所望のプロフィルに従った画像信号が生成される。
【００６０】
図１２は、図４に示す白黒用スキャンコンバータ３０１に組み込まれる演算処理回路の、もう１つの例を示すブロック図である。
この図１２に示す演算処理回路は、図１０に示す演算処理回路と同様、ピーク輝度（Ｐ）算出手段を持つ回路構成を備えている。
この図１２に示すラインメモリ３０１１，近傍４点抽出手段３０１２，ピクセル選択手段３０１９、および２つの深さ方向走査線輝度補間手段３０２３，３０２４は、それぞれ、図１１に示す対応する各構成要素と同様である。また、この図１２に示す変位（ｄ）算出手段３０１３，ピーク輝度（Ｐ）算出手段３０２０，変位（ｄ’）算出手段３０２５，差分輝度（ｂ’）算出手段３０２１，および減算器３０２２は、それぞれ、図１０に示す変位（ｄ）算出手段２０５３，ピーク輝度（Ｐ）算出手段２０５０，変位（ｄ’）算出手段２０５５，差分輝度（ｂ’）算出手段２０６１、および減算器２０６２と機能的に同等である。
【００６１】
図４に示す白黒用スキャンコンバータ３０１において、図１１、あるいは図１２に示す演算処理回路により得られた、所望のビームファイルに従う画像信号は、ビデオバス９０３を経由して表示制御部５００に伝えられ、観察用テレビモニタ７０７に高画質のＢモード画像が表示される。
尚、変位を輝度値に変換するにあたりメモリを用いることに関しては、図８に示す演算処理回路の一部を図９にシステムようにメモリで構成した場合について説明したが、メモリを用いて変位を輝度値に変換する構成は、例えば図１０，図１２に示すピーク輝度（Ｐ）算出手段２０６０，３０２０や差分輝度（ｂ’）算出手段２０６１，３０２１にも採用することができ、図１１に示す差分輝度（ｂ）算出手段３０１４や差分輝度（−ｂ’）算出手段３０１６にも採用することができる。
尚、図４に示す超音波診断装置の構成は一例に過ぎず、また、本発明の各種実施形態の特徴部分を示す各図８〜図１２も例示に過ぎず、本発明はこれら図示により説明した態様に限られたものではなく種々に構成することができる。
【００６２】
【発明の効果】
以上説明したように、本発明によれば、フレームレートを低下させることなく、コントラストの良好な高画質の画像を表示することができる。
【図面の簡単な説明】
【図１】着目した走査線からターゲットまでの変位ｄの計測方法の原理説明図である。
【図２】新たな走査線生成の原理説明図である。
【図３】画像信号生成の原理説明図である。
【図４】本発明の超音波診断装置の一実施形態を示すブロック図である。
【図５】複数の超音波振動子に印加される高電圧パルスの遅延パターンを示した概念図である。
【図６】ビームフォーマ部における、受信超音波ビームの形成の仕方を示す原理説明図である。
【図７】遅延パターンと、走査線の方向と、焦点位置との関係を示した説明図である。
【図８】図４に示す演算部におけるＡ／Ｄ変換後のディジタル受信信号に演算処理を施す演算処理回路の一例を示すブロック図である。
【図９】図８に示す演算処理回路のうちの一部回路の変形例を示す図である。
【図１０】図４に示す演算部におけるＡ／Ｄ変換後のディジタル受信信号に演算処理を施す演算処理回路のもう１つの例を示すブロック図である。
【図１１】図４に示す白黒用スキャンコンバータに組み込まれている演算処理回路の一例を示すブロック図である。
【図１２】図４に示す白黒用スキャンコンバータに組み込まれる演算処理回路のもう１つの例を示すブロック図である。
【図１３】受信信号の、画像信号への変換精度の説明図である。
【符号の説明】
１ 被検体
２ 走査線
１０ 本体部
２０ 超音波プローブ
２１ 超音波振動子
２２ 高圧パルス
１００ 制御部
１０１ ＣＰＵ部
１０２ ビームスキャン制御部
２００ 信号処理部
２０１ 送受信部
２０２ 受信ディレイ制御部
２０３ ビームフォーマ部
２０４ コントロールインターフェイス部
２０５ 演算部
２０６ ドプラシグナル処理部
２０７，２０８，２０９ 制御ライン
３００ ディジタルスキャンコンバータ部
３０１ 白黒用スキャンコンバータ
３０２ カラー用スキャンコンバータ
３０３ スクロールスキャンコンバータ
４００ ドプラ処理部
４０１ パルス／連続波ドプラ解析部
４０２ カラードプラ解析部
５００ 表示制御部
６００ 生体信号アンプ部
７０１ 操作パネル
７０２ タッチパネル
７０３ ＥＬ表示部
７０４ フロッピィディスク装置
７０５ プリンタ
７０６ ＶＴＲ
７０７ 観察用テレビモニタ
７０８ スピーカ
７０９ ＥＣＧ電極ユニット
７１０ 心音マイク
７１１ 脈波用トランスデューサ
８００ 電源部
９０１ ＣＰＵバス
９０２ エコーバス
９０３ ビデオバス
２０５１ ラインメモリ
２０５２ 走査方向近傍２点抽出手段
２０５３ 変位（ｄ）算出手段
２０５４ 差分輝度（ｂ）算出手段
２０５５ 変位（ｄ’）算出手段
２０５６ 差分輝度（−ｂ’）算出手段
２０５７，２０５８ 減算器
２０５９ 内挿走査線位置選択手段
２０６０ ピーク輝度算出手段
２０６１ 差分輝度（ｂ’）算出手段
２０６２ 減算器
３０１１ ラインメモリ
３０１２ 近傍４点抽出手段
３０１３ 変位（ｄ）算出手段
３０１４ 差分輝度（ｂ）算出手段
３０１５ 変位（ｄ’）算出手段
３０１６ 差分輝度（−ｂ’）算出手段
３０１７，３０１８ 減算器
３０１９ ピクセル選択
３０２０ ピーク輝度（Ｐ）算出手段
３０２１ 差分輝度（ｂ’）算出手段
３０２２ 減算器
３０２３，３０２４ 深さ方向走査線輝度補間手段[0001]
BACKGROUND OF THE INVENTION
The present invention relates to an ultrasonic diagnostic apparatus that receives an ultrasonic wave transmitted into a subject, reflected by the subject and returned, obtains a received signal, and displays an image based on the received signal.
[0002]
[Prior art]
2. Description of the Related Art Conventionally, an ultrasonic diagnostic apparatus that transmits an ultrasonic wave to a subject, particularly a human body, receives an ultrasonic wave reflected and returned from each tissue in the subject, and generates an image in the subject based on the received signal has been conventionally used. Therefore, it is used for diagnosis of diseases inside the subject.
In using the ultrasonic diagnostic apparatus, an ultrasonic probe having an ultrasonic transducer arranged at the tip is used, and the tip of the ultrasonic probe is applied to the subject and arranged at the tip. Ultrasonic waves are transmitted and received by the ultrasonic transducer. This ultrasonic probe includes a linear scanning ultrasonic probe that transmits and receives ultrasonic waves along each of a plurality of scanning lines arranged in parallel to each other, and a plurality of scanning lines spread in a fan shape from one point of the ultrasonic probe tip. In this way, the sector-scanning ultrasonic probes that transmit and receive ultrasonic waves and the ultrasonic transducers are arranged in an arc shape so that multiple scanning lines spread in a convex shape (fan shape with the main part of the fan removed). There are convex scanning type ultrasonic probes that transmit and receive sound waves, and they are properly used depending on the site to be examined. For example, in recent years, sector scanning ultrasonic probes have become mainstream in the circulatory system, and convex scanning ultrasonic probes have been used in the digestive system. The sector scanning ultrasound probe and convex scanning ultrasound probe are characterized by the ability to obtain a tomographic image with a wide field of view with a small aperture, but the distance between scanning lines widens in the deep part of the subject, and the tomographic image There is a disadvantage that the resolution of the image quality is lowered.
Since the received signal representing the ultrasonic beam transmitted / received along each scanning line does not correspond to the display pixel as it is, the received signal is converted into an image signal corresponding to the display pixel. An image based on is displayed.
[0003]
[Problems to be solved by the invention]
FIG. 13 is an explanatory diagram of the conversion accuracy of a received signal into an image signal. FIG. 13A shows a case where the array density of scanning lines is rough (referred to as “single density”), and FIG. This shows a case where the scanning line density is twice as high as single density (referred to as double density).
For the conversion from the received signal to the image signal, so-called bilinear interpolation, in which linear interpolation is performed two-dimensionally, is adopted. However, as shown in FIG. For example, the luminance value (signal value) of the ultrasonic reflection source according to the Gaussian shape as shown by the dotted line in FIG. 13A is converted into a triangular luminance value as shown by the solid line in FIG. On the image displayed based on the converted image signal, only the luminance of the peak value is conspicuous, and the peripheral luminance is blurred, giving the impression that the image has a low contrast. On the other hand, when the scanning line spacing is double as shown in FIG. 13B, the converted image signal indicated by the solid line is an image having a clear contrast with a luminance value almost similar to the Gaussian shape indicated by the dotted line. Give the impression that there is. As described above, when the scanning line interval is wide, the beam profile of the original ultrasonic beam is greatly deviated from the Gaussian profile in bilinear interpolation. Even if the pixels of the signal are denser than the scanning line interval, not only can the image quality be improved, but rather, there is a problem that the roughness is conspicuous because the pixel density is higher than the scanning line density. .
As described above, in the case of the single density, the image quality is greatly inferior to that in the case of the double density. On the other hand, in the case of the double density, the number of scanning lines per frame is doubled. The transmission / reception takes about twice as long, and the frame rate is reduced to about half compared to the case of single density, and there is a problem that an image with smooth motion cannot be displayed in the case of a moving subject.
In view of the above circumstances, an object of the present invention is to provide an ultrasonic diagnostic apparatus capable of displaying a high-quality image without reducing the frame rate.
[0004]
[Means for Solving the Problems]
Of the ultrasonic diagnostic apparatus of the present invention that achieves the above object, the first ultrasonic diagnostic apparatus comprises:
The first ultrasonic wave transmitted in the subject and reflected and returned from the subject is received, and has a predetermined first beam profile along a predetermined first scanning line extending into the subject. Transmission / reception means for sequentially repeating a process of generating a first reception signal representing a reception ultrasonic beam for a plurality of first scanning lines arranged in a predetermined scanning direction;
A plurality of second scans in which the first reception signal obtained by the transmission / reception means is arranged at a density higher than the arrangement density of the first scan lines in the scan direction in consideration of the first beam profile. A scanning line calculation means for converting the second received ultrasonic beam having a predetermined second beam profile along each line into a second reception signal, and a second reception signal obtained by the scanning line calculation means Signal converting means for converting the image signal into an image signal corresponding to a display pixel;
Image display means for displaying an image based on the image signal obtained by the signal conversion means.
Although it takes a considerable amount of time to actually transmit and receive with ultrasonic waves, signal processing is generally much shorter than the time required to transmit and receive ultrasonic waves. In the case of the above-described first ultrasonic diagnostic apparatus of the present invention, the second scanning line in which the ultrasonic beam is arranged with higher density than the scanning line (first scanning line) actually transmitted and received by the arithmetic processing. Since the second received signal representing the second ultrasonic beam along each of them is obtained, compared to the case where ultrasonic waves are actually transmitted and received at high density, the case where the ultrasonic waves are transmitted and received at high density equivalently, and A substantially equivalent received signal (second received signal) can be obtained. In addition, in the first ultrasonic diagnostic apparatus of the present invention, in the calculation process, an actually transmitted / received ultrasonic beam profile (first beam profile) is considered, and a desired second beam profile (for example, In order to convert a received ultrasonic beam having a higher resolution (a beam profile having a smaller beam diameter) than the first beam profile into a received signal, the received signal thus obtained is converted into an image signal. When an image is displayed, a high contrast impression can be given.
[0005]
Here, in the first ultrasonic diagnostic apparatus of the present invention, the scanning line calculating means calculates the displacement in the scanning direction of the ultrasonic reflection source in the subject, and the ultrasonic reflection source and the second scan. The first received signal is converted into the second received signal by performing a calculation including a calculation for obtaining a displacement in the scanning direction between the first line and the second line. Ru . In that case, the scanning line calculation means includes a memory storing a table representing a correspondence relationship between the displacement and the signal value, and includes a memory for storing the first received signal into the second received signal. It is preferable that at least a part includes a process of converting the displacement into a signal value with reference to the memory.
If the memory is provided as described above and the displacement is converted into a signal value (luminance value), the calculation processing can be omitted and high-speed calculation can be performed.
The second ultrasonic diagnostic apparatus of the ultrasonic diagnostic apparatus of the present invention that achieves the above object is
Receiving an ultrasonic wave transmitted into the subject and reflected back in the subject, a first received ultrasonic beam having a predetermined beam profile along a predetermined scanning line extending into the subject is represented. A transmission / reception unit that sequentially repeats the process of generating a reception signal for a plurality of scanning lines arranged in a predetermined scanning direction;
Received signal obtained by transmitting / receiving means , table Image signal corresponding to the display pixel A second received ultrasonic wave having a predetermined second beam profile along each of a plurality of second scanning lines arranged at a higher density than the arrangement density of the first scanning lines in the scanning direction. Image signal representing beam Signal converting means for converting to
Image display means for displaying an image based on the image signal obtained by the signal conversion means.
[0006]
The first ultrasonic diagnostic apparatus described above converts the first reception signal representing the first ultrasonic beam into the second reception signal representing the second ultrasonic beam having a higher density than that, The second ultrasonic diagnostic apparatus converts the second received signal into an image signal. The second ultrasonic diagnostic apparatus forms a received signal representing the first received ultrasonic beam by the second received ultrasonic beam. In this case, a high-contrast and high-quality image can be obtained as in the case of the above-described first ultrasonic diagnostic apparatus.
Here, the second ultrasonic diagnostic apparatus of the present invention described above Is As in the case of the first ultrasonic diagnostic apparatus described above, the signal conversion means calculates the displacement in the scanning direction of the ultrasonic reflection source in the subject, and calculates the ultrasonic reflection source and the display pixel. The received signal is converted into an image signal by executing a calculation including a calculation for obtaining a displacement in the scanning direction between The In that case, the signal conversion means includes a memory storing a table representing a correspondence relationship between the displacement and the signal value, and at least a part of the calculation for converting the received signal into the image signal includes the memory. It is preferable to include a process of converting the displacement into a signal value with reference to FIG.
If a displacement is converted into a signal value (brightness value) by providing a memory, the calculation process can be omitted and high-speed calculation is possible.
[0007]
DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION
Hereinafter, the theoretical explanation regarding the embodiment of the ultrasonic diagnostic apparatus of the present invention will be given, and then the apparatus configuration of the embodiment will be described.
FIG. 1 is a diagram for explaining the principle of a method for measuring a displacement d from a focused scanning line to an ultrasonic reflection source (referred to as “target”). Here, there is a problem of displacement in a certain depth with respect to the arrangement direction of the scanning lines (the traveling direction of ultrasonic waves, the left and right directions in FIG. 1).
Here, it is assumed that ultrasonic waves are sequentially transmitted and received along a plurality of scanning lines..., L0, L1, L2,. The pitch is h, the distance between the target and the scanning line L1 of interest (target displacement) is d, and the actual beam profile is a Gaussian function.
[0008]
[Expression 1]

[0009]
Shall be followed. Here, x represents the distance in the arrangement direction of the scanning lines when the central axis (scanning line) of the ultrasonic beam is the origin.
When the intensity of the target is P, the amplitude A of the received signal related to the scanning line L2 due to the target is
[0010]
[Expression 2]

[0011]
The amplitude B related to the scanning line L0 is
[0012]
[Equation 3]

[0013]
It is expressed. Taking the ratio of (2) and (3),
A / B = e ^4ahd ...... (4)
It becomes. Taking the logarithm of each side of equation (4),
ln (A) -ln (B) = 4ah · d (5)
It becomes. Therefore,
d = {ln (A) -ln (B)} / 4ah (6)
It becomes. Here, as shown in the equation (1), a is a value that defines an actual beam profile and is known, and h is a pitch between scanning lines, which is also known. Therefore, this equation (6) indicates that the displacement d of the target can be obtained by obtaining the difference between the logarithmically detected received signals with respect to the scanning lines L2 and L0.
Further, the target strength P is obtained by using the target displacement d obtained as described above.
[0014]
[Expression 4]

[0015]
Or
[0016]
[Equation 5]

[0017]
It can ask for.
In the above description, the target displacement d is obtained based on the data related to the two scanning lines L0 and L2 on both sides of the scanning line L1 sandwiching the scanning line L1 of interest. L1) and the data of the scanning line adjacent to the scanning line (here, the scanning line L2) can be used to determine the target displacement d. This will be described below.
The amplitude A in the scanning line L2 is the above-described equation (2), that is,
[0018]
[Formula 6]

[0019]
It is expressed by. The amplitude C in the scanning line L1 is
[0020]
[Expression 7]

[0021]
It is expressed by. Taking the ratio of equation (2) and equation (9),
A / C = e ^{2h (2d-h)} ...... (10)
It becomes. Taking the logarithm of each side of equation (10),
ln (A) -ln (C) = ah (2d-h) (11)
In this case as well, the target displacement d can be obtained by obtaining the difference between the logarithmically detected received signals with respect to the scanning lines L2 and L1. Further, the target strength P is obtained by using the target displacement d, the above-described equation (7), that is,
[0022]
[Equation 8]

[0023]
Or
[0024]
[Equation 9]

[0025]
It can ask for.
Next, a new scanning line is generated between the two scanning lines by using the target displacement d and the target intensity P obtained as described above (the received signal corresponding to the new scanning line is generated). (Generate) method will be described.
FIG. 2 is a diagram for explaining the principle of generating a new scanning line. FIG. 2A shows two scanning lines L1 and L2 and a new scanning line L3 generated between these scanning lines. FIG. 2B shows a beam profile in actual transmission / reception of a single ultrasonic beam (first beam profile in the present invention) and a desired beam profile to be obtained by calculation (the present invention). 2 is a diagram showing a second beam profile). In the following, for the sake of simplicity, the same symbols are used for the points A, B, C and the like and the luminance values (signal values) A, B, C, etc. of the points.
Here again, as in the case of the description of FIG. 1, the arrangement direction of the scanning lines at a certain depth is a problem. Further, in order to express that the desired beam profile may have any function shape, FIG. 2B shows a complicated shape.
When the luminance value at a certain depth position on the scanning line L1 is A, the displacement d in the scanning direction of the target from the scanning line L1 at the depth position is obtained as described above.
Here, when the above-mentioned transmission / reception beam profile is f (x) and the desired beam profile is f ′ (x), the desired beam profile on the scanning line L1 separated from the target by the distance d is followed. The data value A ′ of

It is expressed. Based on the equation (13), the luminance value A ′ according to the desired beam profile f ′ (x) regarding the scanning line L1 used for transmission / reception can be obtained.
Further, the luminance value C ′ according to the desired beam profile f ′ (x) on the scanning line L3 displaced by d ″ from the scanning line L1 is represented by A ′ obtained by the equation (13),
d ′ = d−d ″ (14)
Using,

Is required.
By executing the above calculation with respect to the depth position of each scanning line, scanning lines obtained by the calculation are interpolated between the scanning lines used for transmission and reception, and a desired beam profile f ′ (x). A reception signal representing a reception ultrasonic beam according to the above can be obtained.
[0026]
In the above description, the target displacement d is used for calculation, but the target strength P is not directly used for calculation. In the description with reference to FIG. 1, the target intensity P can be obtained together with the target displacement d. When the target intensity P is used together with the target displacement d, the luminance values A ′ and C ′ on the scanning lines L 1 and L 3 are used. Respectively

It can ask for.
Next, a calculation method for directly converting a reception signal obtained by actual ultrasonic reception into an image signal without obtaining a new scanning line will be described.
FIG. 3 is a diagram for explaining the principle of image signal generation. FIG. 3A is a diagram showing the correspondence between two scanning lines L1 and L2 and pixels, and FIG. 3B is a single scan. It is the same figure as FIG.2 (b) which shows the beam profile in the actual ultrasonic transmission / reception of a line beam, and the desired beam profile which is going to be calculated | required by a calculation.
FIG. 3A shows two sampling points L11, L12; L21, L22 on the two scanning lines L1, L2, respectively. The luminance values A and B of the pixels A and B at a certain depth position are obtained by linear interpolation from the two sampling points L11 and L12; the luminance values L11 and L12; L21 and L22 of L21 and L2, respectively. Since the sampling is sufficiently fine in the depth direction along each scanning line L1, L2, it is possible to obtain a sufficiently accurate luminance value even by linear interpolation.
[0027]
Next, the luminance value C ′ according to the desired profile f ′ (x) of the pixel C of interest is obtained by the same method as described with reference to FIG.
That is, the above equations (13) and (15), that is,
A ′ = A− {f (d) −f ′ (d)} (13)
C ′ = A ′ − {f ′ (d) −f ′ (d ′)} (15)
Thus, the luminance values A ′ and C ′ according to the desired beam profile f ′ (x) of the pixels A and C are obtained.
Alternatively, the target strength P is used together with the target displacement d, and the above-described equations (16) and (17), that is,

Is required.
This completes the theoretical description of the embodiment of the present invention. Next, the apparatus configuration of the embodiment of the present invention will be described.
[0028]
FIG. 4 is a block diagram showing an embodiment of the ultrasonic diagnostic apparatus of the present invention. Here, first, an outline of the ultrasonic diagnostic apparatus of this embodiment will be described with reference to this block diagram. Hereinafter, the operation or function of each part will be described later. First, the configuration of this ultrasonic diagnostic apparatus will be described.
The main body 10 of this ultrasonic diagnostic apparatus is roughly composed of a control unit 100, a signal processing unit 200, a digital scan converter unit 300, a Doppler processing unit 400, a display control unit 500, and a biological signal amplifier unit 600.
The control unit 100 includes a CPU unit 101 and a beam scan control unit 102, and an operation panel 701, an integrally configured touch panel 702, an EL display 703, and a floppy disk device 704 are connected to the CPU unit 101. Yes.
[0029]
The signal processing unit 200 includes a transmission / reception unit 201, a reception delay control unit 202, a beamformer unit 203, a control interface unit 204, a calculation unit 205, and a Doppler signal processing unit 206. The transmission / reception unit 201, the reception delay control unit 202, and the Doppler signal processing unit 206 are connected by a control line 207. The control interface unit 204 and the calculation unit 205 are connected by a control line 208, and the reception delay control unit 202 and the beam former unit 203 are connected by a control line 209. Up to four ultrasonic probes 20 are detachably connected to the transmission / reception unit 201 constituting the signal processing unit 200, here.
The digital scan converter unit 300 includes a black and white scan converter 301, a color scan converter 302, and a scroll scan converter 303.
The Doppler processing unit 400 includes a pulse / continuous wave Doppler analysis unit 401 and a color Doppler analysis unit 402.
[0030]
Further, the display control unit 500 is shown here as one block, and a printer 705, a VTR (video tape recorder) 706, an observation TV monitor 707, and a speaker 708 are connected to the display control unit 500. ing.
Similarly to the display control unit 500, the biological signal amplifier unit 600 is also shown here as one block. The biological signal amplifier unit 600 includes an ECG electrode unit 709, a heart sound microphone 710, and a pulse wave transducer. 711 is connected.
Further, the ultrasonic diagnostic apparatus is provided with a power supply unit 800. The power supply unit 800 is connected to a commercial power supply and supplies necessary power to each unit of the ultrasonic diagnostic apparatus.
[0031]
Further, the main body 10 has a CPU bus 901, and the CPU bus 901 includes a CPU unit 101 and a beam scan control unit 102 that constitute the control unit 100, and a control interface unit 204 that constitutes the signal processing unit 200. A black and white scan converter 301, a color scan converter 302, and a scroll scan converter 303 constituting the digital scan converter unit 300, and a pulse / continuous wave Doppler analysis unit 401 and a color Doppler analysis unit constituting the Doppler processing unit 400. 402 and a display control unit 500 are connected. The main body unit 10 includes an echo bus 902, and the echo bus 902 supplies image data generated by the arithmetic unit 205 constituting the signal processing unit 200 to the digital scan converter unit 300. Data generated by the pulse / continuous wave Doppler analysis unit 401 and the color Doppler analysis unit 402 constituting the Doppler processing unit 400 is also supplied to the digital scan converter unit 300 via the echo bus 902. Further, the main unit 10 has a video bus 903, and the video bus 903 includes a monochrome scan converter 301, a color scan converter 302, and a scroll scan converter 303 that constitute the digital scan converter unit 300. The image signal generated by either is transmitted to the display control unit 500.
[0032]
The operation panel 701 is composed of a keyboard or the like having a large number of keys. When the operation panel 701 is operated, the operation information is detected by the CPU unit 101, and a command corresponding to the operation information is transmitted to the beam according to the command. The data is transmitted to the scan control unit 102, the control interface unit 204, the digital scan converter unit 300, the Doppler processing unit 400, or the display control unit 500.
The EL display unit 703 has an EL (Electro Luminescence) display screen, and the CPU unit 101 also serves as an EL line drawing creation unit that creates an EL line drawing to be displayed on the EL display screen of the EL display unit 703. The EL line image generated by the CPU unit 101 is displayed on the EL display screen of the EL display unit 703. A touch panel 702 is provided on the EL display screen of the EL display unit 703. When the touch panel 702 is touched with a finger, position information indicating the position touched with the finger on the touch panel 702 is transmitted to the CPU unit 101. . When the touch panel 702 and the EL display 703 are instructed to set parameters related to a certain mode to the ultrasonic diagnostic apparatus by operating the operation panel 701, for example, the CPU 101 sets the parameters for that mode. A list of many parameters to be displayed is displayed on the EL display unit 703, and a desired parameter is set by touching the touch panel 702 with a finger. For example, various instructions to the ultrasonic diagnostic apparatus can be easily input. is there.
[0033]
The floppy disk device 704 is a device in which a floppy disk (not shown) is detachably loaded and accesses the loaded floppy disk. The CPU unit 101 is operated by the operator by operating the operation panel 701 or the touch panel 702. The instruction is written on the floppy disk loaded in the floppy disk device 704, and when the ultrasonic diagnostic apparatus is turned on or when the operation panel 701 is instructed to reset to the initial state, the floppy disk device Various instruction information written therein is input to the CPU unit 101 from the floppy disk loaded in 704, and the CPU unit 101 sets each unit to an initial state according to the instruction information. This is because there are a large number of parameters to be set from the operation panel 701 and the touch panel 702 necessary for operating the ultrasonic diagnostic apparatus. For example, each time the power is turned on, the large number of parameters must be reset. For this reason, the initial parameters etc. are written on the floppy disk, and when the power is turned on or the reset to the initial state is instructed, the parameters etc. written on the floppy disk are read and read. By setting each part according to the parameters, etc., the efficiency of setting the parameters, etc. is improved.
[0034]
As described above, the CPU unit 101 constituting the control unit 100 mainly plays the role of a man-machine interface, whereas the beam scan control unit 102 which also constitutes the control unit 100 is mainly composed of this super machine. I am in charge of controls that require real-time performance, such as the timing of ultrasound transmission / reception by the ultrasound diagnostic apparatus. When ultrasonic waves are transmitted / received by this ultrasonic diagnostic apparatus, data for controlling each unit constituting the signal processing unit 200 is transmitted from the beam scan control unit 102 via the CPU bus 901 to the control interface unit of the signal processing unit 200. The control interface unit 204 controls the transmission / reception unit 201, the reception delay control unit 202, and the Doppler signal processing unit 206 via the control line 207, and the control interface unit 204 The calculation unit 205 is controlled via the line 208, and the reception delay control unit 202 controls the beamformer unit 203 via the control line 209 under the control of the control interface unit 204. Details of the control of each part of the signal processing unit 200 will be described later.
[0035]
The ultrasonic probe 20 is connected to the transmission / reception unit 201. Examples of the ultrasonic probe include a linear scanning ultrasonic probe, a convex scanning ultrasonic probe, a sector scanning ultrasonic probe, and a special ultrasonic probe that is inserted into a body cavity, Furthermore, there are many types of ultrasonic probes such as types depending on the difference in the frequency of ultrasonic waves used. A connector (not shown) is used to attach the ultrasonic probe to the main body unit 10, but a connector for connecting the ultrasonic probe is attached to the main body unit 10 side. Up to four types of ultrasonic probes can be mounted simultaneously. When the ultrasonic probe is attached to the main body 10, information indicating which type of ultrasonic probe is attached can be recognized by the main body 10. The information includes the control line 207 and the control interface 204. And via the CPU bus 901 to the CPU unit 101. On the other hand, when using this ultrasonic diagnostic apparatus, an instruction is input from the operation panel 701 as to which ultrasonic probe to use among the ultrasonic probes connected to the connector on the main body unit 10 side this time. The instruction is transmitted to the beam scan control unit 102 via the CPU bus 901, and data corresponding to the ultrasonic probe to be used is transmitted from the beam scan control unit 102 to the CPU bus 901, the control interface unit 204, the control line. The transmission / reception unit 201 transmits the high-voltage pulse to the ultrasonic probe 20 instructed as described above and transmits the ultrasonic wave as described below. The signal received by the ultrasonic probe is received. Here, it is assumed that only one ultrasonic probe 20 shown in FIG. 9 is selected for ultrasonic transmission / reception.
[0036]
An ultrasonic probe 20 shown in FIG. 9 is a so-called sector scanning type ultrasonic probe, and a plurality of ultrasonic transducers 21 are arranged at the tip thereof. ) The ultrasonic transducer 21 is applied to the body surface of 1. In this state, each high voltage pulse for ultrasonic transmission is applied from the transmission / reception unit 201 to each of the plurality of ultrasonic transducers 21. Each high voltage pulse applied to each of the plurality of ultrasonic transducers 21 has its relative time difference adjusted by the control of the control interface unit 204, and depends on how these relative time differences are adjusted. Thus, a focus is formed at a predetermined depth position inside the subject along any one of the plurality of scanning lines 2 extending from the plurality of ultrasonic transducers 21 to the inside of the subject 1. The transmitted ultrasonic pulse beam is transmitted.
The attributes of the ultrasonic pulse beam to be transmitted, that is, the direction of the ultrasonic pulse beam, the depth position of the focus, the center frequency, and the like are sent from the beam scan control unit 102 to the control interface unit 204 via the CPU bus 901. Determined by the transmitted control data.
[0037]
The ultrasonic pulse beam is reflected at each point on the single scanning line while traveling inside the subject 1 and returns to the ultrasonic probe 20, and the reflected ultrasonic waves are received by a plurality of ultrasonic transducers 21. The A plurality of reception signals obtained by this reception are input to the transmission / reception unit 201, amplified by a plurality of preamplifiers (not shown) provided in the transmission / reception unit 201, and then input to the beamformer unit 203. The beamformer unit 203 is provided with an analog delay line (described later) having a large number of intermediate taps, and a plurality of received signals sent from the transmission / reception unit 201 are controlled by the reception delay control unit 202. Which intermediate tap of the analog delay line is input is switched, whereby the plurality of received signals are relatively delayed and current is added to each other. Here, by controlling the relative delay patterns related to the plurality of received signals, reflected ultrasonic waves in a direction along a predetermined scanning line extending inside the subject 1 are emphasized, and predetermined inside the subject 1 is emphasized. A so-called reception ultrasonic beam, which is focused at a depth position, is formed. Here, since the ultrasonic wave travels slowly inside the subject 1 as compared with the signal processing speed, it is at a deeper position in the subject while receiving the reflected ultrasonic wave along one scanning line. It is also possible to realize so-called dynamic focus, in which the focal point is moved sequentially, in this case, even during one reception corresponding to one transmission of the ultrasonic pulse beam, sequentially in time in the middle, The reception delay control unit 202 switches each tap of the analog delay line to which each reception signal obtained by each ultrasonic transducer is input.
[0038]
The attributes of the received ultrasonic beam, that is, the direction of the received ultrasonic beam, the focal position, and the like are also transmitted from the beam scan control unit 102 to the control interface unit 204 via the CPU bus 901, and further via the control line 207. The reception delay control unit 202 controls the beamformer unit 203 based on the control data transmitted in this manner.
In the above description, it has been described that a high voltage pulse is applied to the ultrasonic transducer 21 and an ultrasonic pulse beam is transmitted. In this case, as described above, the ultrasonic wave is slowly applied as compared with the signal processing speed. In order to proceed through the specimen, the signal obtained at that point is determined by the time from when the high-frequency pulse is applied to the ultrasonic transducer 21 to the time when the ultrasonic transducer 21 receives the reflected ultrasonic wave. It is possible to know at which depth position in the specimen the signal corresponds to the reflected ultrasound. That is, since the transmitted ultrasonic wave is pulse-like, it has resolution in the depth direction of the subject. Normally, a high voltage pulse is applied to the ultrasonic transducer 21 as described above. However, in a special case, the ultrasonic transducer 21 is allowed to have no resolution in the depth direction within the subject. In some cases, a continuous high-frequency pulse train signal is applied to 21 to transmit an ultrasonic beam as a continuous wave into the subject.
[0039]
However, in the following description, it is assumed that a pulsed ultrasonic beam is transmitted except for the case where continuous waves are mentioned in the description of the pulse / continuous wave Doppler analysis unit 401 constituting the Doppler processing unit 400.
As described above, the transmission / reception unit 201 and the beamformer unit 203 sequentially transmit and receive the ultrasonic pulse beam along each of the plurality of scanning lines 2 inside the subject 1 and are generated thereby. A reception signal representing a reception ultrasonic beam along each scanning line is sequentially input to the calculation unit 205. In this calculation unit 205, the input reception signal is logarithmically compressed and detected, and further, up to which depth region within the subject 1 is displayed which is designated by operating the operation panel 701. A filtering process or the like according to the designation (that is, designation of whether only an image of a shallow area inside the subject should be displayed, or how deep an image needs to be displayed) is performed, and A / It is converted into a digital received signal by the D converter, and this time, based on the digital received signal (an example of the first received signal referred to in the present invention), a desired beam profile is obtained through the above-described calculation process. A reception signal (an example of a second reception signal in the present invention) representing a reception ultrasonic beam (for example, a reception ultrasonic beam having a small beam diameter) is generated. Te, the received signal that has been generated is output from the arithmetic unit 205. Details of the calculation unit 205 will be described later. The reception signal output from the arithmetic unit 205 is input to the monochrome scan converter 301 constituting the digital scan converter unit 300 via the echo bus 902. In this black and white scan converter 301, an interpolation calculation process is performed to generate data corresponding to each pixel for display, and the input received signal is converted into a display image signal. A signal is input to the display control unit 500 via the video bus 903. The display control unit 500 displays a B-mode image based on the ultrasonic reflection intensity distribution in the tomographic plane of the subject defined by the plurality of scanning lines 2 on the observation television monitor 707. At that time, the patient name, imaging date, imaging conditions, and the like input from the operation panel 701 are also superimposed and displayed on the B-mode image as necessary. As this B-mode image, a moving image representing the movement of the inside of the subject 1 can be displayed, or a still image at a certain point in time can be displayed. Based on the synchronization signal, an image at a certain phase of the motion of the heart synchronized with the motion of the human heart can be displayed.
[0040]
The biological signal amplifier unit 600 is connected to an ECG electrode unit 709 for obtaining an electrocardiographic waveform of the subject (human body) 1, a heart sound microphone 710 for picking up heart sounds, and a pulse wave transducer 711 for capturing the human body pulse. In the biological signal amplifier unit 600, a synchronization signal is generated based on any one or a plurality of these sensors, and is sent to the display control unit 500.
In addition to the observation television monitor 707, a printer 705 and a VTR (video tape recorder) 706 are connected to the display control unit 500, and the display control unit 500 is in accordance with an instruction from the operator. The image displayed on 707 is output to the printer 705 or VTR 706.
[0041]
The description starts again with the signal processing unit 200.
When it is desired to know the temporal change of the ultrasonic reflection information on a single scanning line extending inside the subject, the ultrasonic wave is repeated along the single scanning line of interest in response to an instruction from the operator. Data transmitted / received and representing the received ultrasonic beam of the subject along the one scanning line is input to the scroll scan converter 303 via the echo bus 902. The scroll scan converter 303 has an ultrasonic reflection intensity distribution in the depth direction of the subject along the one scanning line in the vertical direction, and an image (M mode image) whose horizontal axis is a time axis and scrolls in the time axis direction. ) Is generated and input to the display control unit 500 via the video bus 903, and an image based on the image signal is displayed on the observation television monitor 707, for example. The display control unit 500 has a function of horizontally arranging an image signal representing the B-mode image sent from the black-and-white scan converter 301 and an image signal representing the M-mode image sent from the scroll scan converter 303. In addition, it has a function of superimposing a color mode image, which will be described later, on the B-mode image, and a plurality of images are displayed side by side or a plurality of images are displayed on the observation television monitor 707 in accordance with an instruction from the operator. It is displayed superimposed.
[0042]
Returning to the description of the signal processing unit 200 once again.
The Doppler signal processing unit 206 constituting the signal processing unit 200 is a component for obtaining the blood flow distribution in the subject 1 and the blood flow velocity on a certain point or a single scanning line. In the processing unit 206, so-called quadrature detection is performed on the reception signal representing the reception ultrasonic beam generated by the beam former unit 203, and further converted into digital data by A / D conversion. The data after quadrature detection output from the Doppler signal processing unit 206 is input to the Doppler processing unit 400. The Doppler processing unit 400 includes a pulse / continuous wave Doppler analysis unit 401 and a color Doppler analysis unit 402, and here, data output from the Doppler signal processing unit 206 is input to the color Doppler analysis unit 402. Shall be. In the color Doppler analysis unit 402, a region of interest (ROI) on the B-mode image designated by the operator by autocorrelation calculation based on data when ultrasonic transmission / reception is performed eight times along each scanning line, for example. Data representing the blood flow distribution in the interior is required. Data representing the blood flow distribution in the ROI is input to the color scan converter 302 via the echo bus 902. In the color scan converter 302, data representing the blood flow distribution in the ROI is converted into an image signal suitable for display, and the image signal is input to the display control unit 500 via the video bus 903. In the display control unit 500, for example, the blood flow in the direction approaching the ultrasonic probe 20 is red, the blood flow in the direction away from the ROI on the B-mode image sent from the black and white scan converter 301 is blue, and the brightness thereof. A color mode image representing the blood flow velocity is superimposed and displayed on the observation television monitor 707. Thereby, the outline of the blood flow distribution in the ROI can be grasped.
[0043]
Here, when the operator inputs a request to observe in detail the blood flow on one point or one scanning line in the ROI, this time, the transmission / reception unit 201 selects one point of interest. Data generated by the Doppler signal processing unit 206 based on a signal obtained by repeating transmission / reception of ultrasonic waves many times in a direction along one scanning line passing through or one scanning line of interest. Is input to the pulse / continuous wave Doppler analysis unit 401 constituting the Doppler processing unit 400. When you are interested in blood flow at a certain point in the subject, a pulsed ultrasound beam is transmitted into the subject, and blood flow information on a single scan line is extracted over a wide range. When it is desired to obtain blood flow information in a faster flow rate range that is allowed, an ultrasonic beam as a continuous wave is transmitted into the subject.
[0044]
The pulse / continuous wave Doppler analysis unit 401 performs blood flow at one point by FFT (Fast Fourier Transform) calculation based on data obtained by performing ultrasonic transmission / reception many times for one point or one scanning line. Information or blood flow information in a wide range on one scanning line can be obtained. Data representing the blood flow information obtained by the pulse / continuous wave Doppler analysis unit 401 is input to the scroll scan converter 303 via the echo bus 902. In the scroll scan converter 303, the vertical axis represents the blood flow velocity, An image signal representing an image whose horizontal axis is a time axis and scrolls in the time axis direction is generated. This image signal is input to the display control unit 500 via the video bus 903 and is displayed on the observation television monitor 707 side by side with, for example, a B-mode image sent from the monochrome scan converter 301.
[0045]
FIG. 5 is a conceptual diagram showing a delay pattern of high voltage pulses applied to a plurality of ultrasonic transducers.
Among the plurality of arranged ultrasonic transducers 21, the ultrasonic transducers positioned at the center (O) of the array are temporally compared with the ultrasonic transducers positioned at both ends (A) and (B) of the array. The high-pressure pulse 22 delayed is applied. In this way, by applying a high voltage pulse having a delay pattern to the plurality of ultrasonic transducers 21, the transmission ultrasonic wave extends in a predetermined direction within the subject and has a focal point formed at a certain depth position. A pulse beam is formed.
[0046]
FIG. 6 is a principle explanatory view showing how to form a reception ultrasonic beam in the beam former section.
Here, for the sake of simplicity of explanation, delay lines 1001a,..., 1001m,..., 1001n having a plurality of taps, and selection switches 1002a,. Assume that a pair of 1002m,..., 1002n is provided corresponding to each ultrasonic transducer 21. Each of the selection switches 1002a,..., 1002m,..., 1002n receives one received signal obtained by one ultrasonic transducer 21, and each of the selection switches 1002a,. The received signal is input to the delay line from the tap corresponding to the control signal among the plurality of taps of the delay line. Each delay line 2001a,..., 2001m,..., 2001n delays the input received signal by a delay time corresponding to the tap to which the received signal is input and inputs it to the adder 1003. The adder 1003 adds the reception signals simultaneously input to the adder 1003 and outputs a reception signal representing a reception ultrasonic beam.
[0047]
In FIG. 6, for ease of understanding, pairs of delay lines 1001a,..., 1001m,..., 1001n and selection switches 1002a,. , 1001m,..., 1001n are added to each other, and the configuration including the adder 103 has been described. Taps to which a plurality of reception signals obtained by a plurality of ultrasonic transducers are input are controlled and input to the delay line, and the plurality of reception signals are delayed by a time corresponding to each input tap. Are added to each other in the delay line in a current manner, and the delay is received from the single delay line according to the controlled delay pattern and added to each other. Received signal is output directly.
[0048]
FIG. 7 is an explanatory diagram showing the relationship among the delay pattern, the scanning line direction, and the focal position.
A plurality of ultrasonic transducers are arranged between A and B, and the midpoint between A and B is O. At this time, as shown in FIG. 7 (A), the high voltage pulse applied to each ultrasonic transducer is given a longer delay time to the ultrasonic transducer located on the B side, so that each ultrasonic transducer is When applied, a transmission ultrasonic beam is formed along a scanning line extending in a direction inclined from the middle point O toward the B side. As shown in FIG. A transmission ultrasonic beam is formed along a scanning line extending perpendicular to the arrangement direction of the ultrasonic transducers, and as shown in FIG. 7C, a longer delay time is given to the ultrasonic transducer located on the A side. When a high voltage pulse is applied, a transmission ultrasonic beam tilted toward the A side is obtained. Further, even for transmission ultrasonic beams along the same scanning line, the focal position can be determined according to the delay pattern of the high voltage pulse. Specifically, as shown by broken lines in FIGS. 7A to 7C, an arc that touches a line segment between A and B with the focus at the center is considered. When the ultrasonic pulses transmitted from the respective ultrasonic transducers simultaneously reach the arc, the ultrasonic pulses advance so as to gather at the focal point. Therefore, for example, when forming a focal point as shown in FIG. 7B, a high voltage pulse is simultaneously applied to the ultrasonic transducers positioned at the points A and B, and the points A and B are applied by the application of the high voltage pulse. When the ultrasonic pulse emitted from the ultrasonic transducer located at the point reaches the arc, a high voltage pulse is applied to the ultrasonic transducer located at the O point and the ultrasonic vibration located at the O point. An ultrasonic pulse is transmitted from the child. By doing so, a transmission ultrasonic pulse beam having the narrowest beam diameter is formed along the scanning line shown in FIG. 7B and at the focal position shown in FIG. 7B.
Here, the plurality of ultrasonic transducers used for ultrasonic transmission arranged between A and B are, for example, a plurality of ultrasonic transducers 21 arranged in the ultrasonic probe 20 (see FIG. 4). Scanning is performed by moving a transmission aperture, which is a part of the plurality of ultrasonic transducers used for forming a transmission ultrasonic pulse beam, in the arrangement direction of the ultrasonic transducers 21 arranged in the ultrasonic probe 20. The line can be translated in the arrangement direction of the ultrasonic transducers 21.
[0049]
In this way, along the scanning line extending in an arbitrary direction within the subject with an arbitrary point on the ultrasonic transducer 21 arranged in the ultrasonic probe 20 as a starting point, the focal point is on the arbitrary point on the scanning line. Transmitting ultrasonic beam with can be obtained.
The formation of the reception ultrasonic beam is the same as that of the transmission ultrasonic beam.
That is, as shown in FIG. 7A, the reception signals obtained by receiving the ultrasonic waves reflected in the subject and returning to the ultrasonic transducers are received by the B side as shown in FIG. When a long delay time is given to the reception signals obtained by the ultrasonic transducers and added together, a reception ultrasonic beam along a scanning line inclined from the middle point O to the B side is formed. As shown in FIG. 7B, when a symmetrical delay time is given and added together, a reception ultrasonic beam is formed along a scanning line extending perpendicularly to the arrangement direction of the ultrasonic transducers starting from the middle point O. As shown in FIG. 7C, when a long delay time is given to the received signals obtained by the ultrasonic transducer on the A side and added together, scanning inclined from the point O to the A side is started. A received ultrasound beam along the line is obtained. Further, even for reception ultrasonic beams along the same scanning line, the focal position can be determined according to the delay pattern. Specifically, the ultrasonic waves reflected at the focal point and directed to the respective points A, O, and B simultaneously reach the intersections of the line segments connecting the focal point and the respective points A, O, and B and the arc. Thus, a difference occurs in the time at which the ultrasonic waves reflected at the focal point are received by the respective ultrasonic transducers. Therefore, the received signals obtained by the ultrasonic transducer that the ultrasonic wave reflected at the focal point arrives first are delayed until the ultrasonic wave reaches the ultrasonic transducer that the ultrasonic wave reaches later, and then When added, a reception ultrasonic beam extending in the direction along the scanning line passing through the focal point and narrowed down at the focal point is formed.
[0050]
Here, as in the case of transmission, a plurality of ultrasonic transducers used for receiving reflected ultrasonic waves arranged between A and B are arranged, for example, in the ultrasonic probe 20 (see FIG. 4). A reception aperture, which is a part of the plurality of ultrasonic transducers 21 and includes a plurality of ultrasonic transducers used for receiving reflected ultrasonic waves, extends in the arrangement direction of the ultrasonic transducers 21 arranged on the ultrasonic probe 20. By moving, the scanning line can be translated in the direction of the arranged ultrasonic transducers 21.
In this way, for both transmission and reception, along a scanning line extending in an arbitrary direction within the subject starting from an arbitrary point on the ultrasonic transducer 21 arranged in the ultrasonic probe 20, and on the scanning line An ultrasonic beam having a focal point at any point can be obtained.
[0051]
FIG. 8 is a block diagram showing an example of an arithmetic processing circuit that performs arithmetic processing on the digital received signal after A / D conversion in the arithmetic unit 205 shown in FIG. Here, the data of each point in the subject constituting the reception signal after A / D conversion is referred to as a scanning line luminance value. Here, it demonstrates with reference to FIG. 2 with FIG.
In the arithmetic processing circuit shown in FIG. 8, the scanning line luminance value of each scanning line is sequentially input in synchronization with ultrasonic transmission / reception along each scanning line 2 (see FIG. 4), and is temporarily stored in the line memory 2051. . From this line memory 2051, the scanning line brightness of two points A and B on the two scanning lines L1 and L2 sandwiching the scanning line L3 shown in FIG. The values A and B are extracted, and the two scanning line luminance values A and B are input to the displacement (d) calculating unit 2053, and the scanning line luminance value of the two scanning line luminance values A and B is input. The value A is also input to the subtracter 2057.
[0052]
The displacement (d) calculating means 2053 calculates the target displacement d shown in FIG.
This displacement d is obtained by the above-described equation (6) when the beam profile of the actual received ultrasonic beam follows a Gaussian function. The displacement d of the target obtained by the displacement (d) calculating unit 2053 is input to the difference luminance (b) calculating unit 2054, the displacement (d ′) calculating unit 2055, and the difference luminance (−b ′) calculating unit 2056. The
The difference luminance (b) calculation unit 2054 obtains the difference luminance b shown in FIG. 2B based on the displacement d. As shown in the equation (13), the difference luminance b is
b = f (d) −f ′ (d) (17)
Where f (x) is the beam profile of the actual received ultrasound beam
f ′ (x) is the beam profile of the desired received ultrasound beam.
It is.
Further, the displacement (d ′) calculating means 2055 calculates the displacement d ′ by subtracting the distance d ″ of the scanning line L3 from the scanning line L1 from the displacement d as shown in the equation (14).
Further, in the difference luminance (−b ′) calculating means 2056, as shown in the equation (15),
-B '= f' (d) -f '(d') (18)
Is required.
In the subtractor 2057, as shown in the equation (13),

Is calculated by the subtractor 2058, as shown in equation (15):

Is required.
[0053]
Here, the luminance value A ′ obtained by changing the luminance value A on the scanning line at the time of ultrasonic transmission / reception so as to match the desired beam profile may be extracted as the output of the subtractor 2057 separately from the output of the subtractor 2058. However, A ′ can be obtained as the output of the subtracter 2058 by outputting d ′ = d by the displacement (d ′) calculating means 2055.
The interpolation scanning line position selection means 2059 designates a depth position on the interpolation scanning line L3 (see FIG. 2A) for performing the above calculation, and sequentially changes the depth position. This is means for sequentially changing the interpolated scanning lines, and at the timing of calculating the scanning line luminance value C ′ at the point C shown in FIG. 2, the addresses of the two points A and B on the scanning lines L1 and L3 are output. By repeating the above calculation while sequentially changing the depth position on one interpolation scanning line and the interpolation scanning line by this interpolation scanning line position selection means 2059, the entire area within the ultrasonic tomographic plane is arranged with high density. The scanning line by the received ultrasonic beam having the desired beam profile can be obtained.
[0054]
FIG. 9 is a diagram showing a modification of a part of the arithmetic processing circuit shown in FIG. Here, a differential luminance (b) calculating unit 2054 configured by a memory and a differential luminance (−b ′) calculating unit 2056 also configured by a memory are shown.
In the memory constituting the difference luminance (b) calculation means 2054, a list of the difference luminance b for each depth along the scanning line with respect to the displacement d is stored, and the difference luminance (b) calculation means 2054 stores the list. When the displacement d is input, the difference luminance (b) calculating unit 2054 changes the displacement d to the difference luminance b corresponding to the depth currently being calculated.
Similarly, in the memory constituting the differential luminance (−b ′) calculating means 2056, a list of differential luminances −b ′ for each depth along the scanning line with respect to two displacements d and d ′. Is stored, and when the displacements d and d ′ are input to the difference luminance (−b ′) calculation means 2056, the difference luminance (−b ′) calculation means 2056 is based on the displacements d and d ′. The difference luminance −b ′ corresponding to the depth currently being calculated is output.
The desired beam profile f ′ (x) is preferably freely changeable according to the purpose, and the desired profile may be a complicated shape as shown in FIG. 2B, for example. Since it is poor in cost performance to configure the arithmetic unit with hardware, it is more effective to configure the arithmetic table using ROM or RAM. In particular, if a RAM is used, a desired beam profile f ′ (x) can be freely controlled from the outside, for example, and image quality control becomes easy.
[0055]
FIG. 10 is a block diagram showing another example of an arithmetic processing circuit that performs arithmetic processing on the digital received signal after A / D conversion in the arithmetic unit 205 shown in FIG. The functional blocks having the same functions as the functional blocks in the arithmetic processing circuit shown in FIG. 8 are denoted by the same reference numerals as those in FIG. 8, and differences will be described.
The arithmetic processing circuit 12 shown in FIG. 10 includes a peak luminance (P) calculating unit 2060. In this peak luminance (P) calculating means 2060, when the beam profile f (x) at the time of actual ultrasonic wave transmission / reception follows a Gaussian function, it is obtained by equation (7).
In the difference luminance (b ′) calculation means 2061, the difference luminance b ′ is
b ′ = f (d ′) − f ′ (d ′) (19)
Is required.
In the subtractor 2062, the equation (17), that is,

Based on the above, the luminance value C ′ is obtained.
Here, when d ′ = d is output from the displacement (d ′) calculating means 2055, the equation (16), that is,

Is required.
[0056]
As described above, in the arithmetic unit 2051 shown in FIG. 4, for example, after being converted into a reception signal representing a reception ultrasonic beam having a double-dense scanning line and a desired beam profile, the reception signal is converted into an echo bus 902. Is input to the black and white scan converter 201 and converted into an image signal for the B mode. The image signal is transmitted to the display control unit 500 via the video bus 903, and is observed under the control of the display control unit 500. A high-quality B-mode image based on the image signal is displayed on the television monitor 707.
[0057]
8 to 10 described above relate to the first embodiment of the ultrasonic diagnostic apparatus of the present invention. Hereinafter, the second embodiment of the ultrasonic diagnostic apparatus of the present invention will be described.
In the case of the embodiment of the second ultrasonic diagnostic apparatus of the present invention, the arithmetic unit 205 shown in FIG. 4 performs A / D conversion on the received signal, and then uses the first ultrasonic diagnostic apparatus of the present invention as described above. The characteristic processing is not performed, but is directly transmitted to the monochrome scan converter 301 via the echo bus 902. In the case of the second ultrasonic diagnostic apparatus of the present invention, as described below, this monochrome scan converter 301 has a characteristic configuration.
[0058]
FIG. 11 is a block diagram showing an example of an arithmetic processing circuit incorporated in the black and white scan converter 301 shown in FIG.
The arithmetic processing circuit shown in FIG. 11 is approximate to the arithmetic processing circuit shown in FIG. That is, the line memory 3011 constituting the arithmetic processing circuit shown in FIG. 1, the displacement (d) calculation means 3013, the difference luminance (b) calculation means 3014, the displacement (d ′) calculation means 3015, and the difference luminance (−b ′) calculation. The means 3016 and the two subtracters 3017 and 3018 are respectively a line memory 2051, a displacement calculating means 2053, a difference luminance (b) calculating means 2054, and a displacement (d ′) calculating means constituting the arithmetic processing circuit shown in FIG. 2055, the difference luminance (−b ′) calculating means 2056, and two subtracters 2057 and 2058 are functionally equivalent. A duplicate description is omitted.
A pixel selection 3019 shown in FIG. 11 is a component corresponding to the interpolation scanning line position selection means 2059 shown in FIG. 8, and is a peak cell (pixel) for which a luminance value is to be obtained by calculation, that is, a pixel in the case of FIG. Select C.
The neighborhood four-point extracting means 3012 shown in FIG. 11 obtains the luminance values L11, L12, L21, and L22 of the four points L11, L12, L21, and L22 in the case of FIG. 3 near the pixel selected by the pixel selection 3019. Extract.
The two depth direction scanning line luminance interpolation units 3023 and 3024 obtain the luminance values A and B of the points A and B having the same depth as the pixel C selected by the pixel selection 3019 by linear interpolation, respectively.
[0059]
Otherwise, the luminance value C ′ according to a desired profile of the pixel C is finally obtained in the same manner as in the case of FIG.
While selecting different pixels sequentially by the pixel selection 3019, by repeating the operation for obtaining the luminance value according to the desired profile for the selected pixel, an image signal according to the desired profile is generated over the entire ultrasonic tomographic plane. Is done.
[0060]
FIG. 12 is a block diagram showing another example of the arithmetic processing circuit incorporated in the monochrome scan converter 301 shown in FIG.
The arithmetic processing circuit shown in FIG. 12 has a circuit configuration having a peak luminance (P) calculating means, like the arithmetic processing circuit shown in FIG.
The line memory 3011 shown in FIG. 12, the neighboring four-point extracting unit 3012, the pixel selecting unit 3019, and the two depth direction scanning line luminance interpolation units 3023 and 3024 are the same as the corresponding components shown in FIG. 11. It is. Further, the displacement (d) calculating means 3013, the peak luminance (P) calculating means 3020, the displacement (d ′) calculating means 3025, the difference luminance (b ′) calculating means 3021 and the subtractor 3022 shown in FIG. 10 is functionally equivalent to the displacement (d) calculating means 2053, the peak luminance (P) calculating means 2050, the displacement (d ′) calculating means 2055, the difference luminance (b ′) calculating means 2061, and the subtractor 2062 shown in FIG. It is.
[0061]
In the black-and-white scan converter 301 shown in FIG. 4, an image signal according to a desired beam file obtained by the arithmetic processing circuit shown in FIG. 11 or 12 is transmitted to the display control unit 500 via the video bus 903. Then, a high-quality B-mode image is displayed on the observation television monitor 707.
Incidentally, regarding the use of the memory for converting the displacement into the luminance value, a case has been described in which a part of the arithmetic processing circuit shown in FIG. 8 is configured by a memory as in the system shown in FIG. The configuration for converting to a luminance value can also be used for the peak luminance (P) calculating means 2060, 3020 and the differential luminance (b ′) calculating means 2061, 3021 shown in FIGS. 10 and 12, for example, as shown in FIG. The difference luminance (b) calculating unit 3014 and the difference luminance (−b ′) calculating unit 3016 can also be employed.
The configuration of the ultrasonic diagnostic apparatus shown in FIG. 4 is merely an example, and FIGS. 8 to 12 showing the characteristic portions of the various embodiments of the present invention are also only examples, and the present invention will be described with these illustrations. The present invention is not limited to the above embodiment and can be variously configured.
[0062]
【The invention's effect】
As described above, according to the present invention, a high-quality image with good contrast can be displayed without reducing the frame rate.
[Brief description of the drawings]
FIG. 1 is a diagram illustrating the principle of a method for measuring a displacement d from a focused scanning line to a target.
FIG. 2 is a diagram illustrating the principle of generating a new scanning line.
FIG. 3 is a diagram illustrating the principle of image signal generation.
FIG. 4 is a block diagram showing an embodiment of the ultrasonic diagnostic apparatus of the present invention.
FIG. 5 is a conceptual diagram showing a delay pattern of high voltage pulses applied to a plurality of ultrasonic transducers.
FIG. 6 is a principle explanatory diagram showing how a reception ultrasonic beam is formed in a beam former unit.
FIG. 7 is an explanatory diagram showing a relationship among a delay pattern, a scanning line direction, and a focal position.
8 is a block diagram illustrating an example of an arithmetic processing circuit that performs arithmetic processing on a digital reception signal after A / D conversion in the arithmetic unit illustrated in FIG. 4;
9 is a diagram showing a modification of a part of the arithmetic processing circuit shown in FIG.
10 is a block diagram showing another example of an arithmetic processing circuit that performs arithmetic processing on the digital received signal after A / D conversion in the arithmetic unit shown in FIG. 4;
11 is a block diagram showing an example of an arithmetic processing circuit incorporated in the black and white scan converter shown in FIG. 4. FIG.
12 is a block diagram showing another example of an arithmetic processing circuit incorporated in the black-and-white scan converter shown in FIG. 4. FIG.
FIG. 13 is an explanatory diagram of conversion accuracy of a received signal into an image signal.
[Explanation of symbols]
1 Subject
2 scanning lines
10 Body
20 Ultrasonic probe
21 Ultrasonic transducer
22 High pressure pulse
100 control unit
101 CPU section
102 Beam scan controller
200 Signal processor
201 Transceiver
202 Reception delay control unit
203 Beamformer section
204 Control interface part
205 arithmetic unit
206 Doppler signal processing section
207, 208, 209 Control line
300 Digital scan converter
301 Black and white scan converter
302 Color Scan Converter
303 Scroll Scan Converter
400 Doppler processing section
401 Pulse / continuous wave Doppler analyzer
402 Color Doppler analyzer
500 Display controller
600 Biosignal amplifier
701 Operation panel
702 touch panel
703 EL display
704 floppy disk drive
705 Printer
706 VTR
707 Television monitor for observation
708 Speaker
709 ECG electrode unit
710 heart sound microphone
711 Pulse wave transducer
800 Power supply
901 CPU bus
902 Echo bus
903 Video bus
2051 Line memory
2052 Two-point extraction means in the vicinity of the scanning direction
2053 Displacement (d) calculation means
2054 Difference luminance (b) calculation means
2055 Displacement (d ′) calculation means
2056 Difference luminance (−b ′) calculation means
2057, 2058 subtractor
2059 Interpolation scanning line position selection means
2060 Peak luminance calculation means
2061 Difference luminance (b ′) calculation means
2062 Subtractor
3011 Line memory
3012 Neighborhood 4 point extraction means
3013 Displacement (d) calculation means
3014 Difference luminance (b) calculation means
3015 Displacement (d ′) calculation means
3016 Difference luminance (−b ′) calculation means
3017, 3018 subtractor
3019 pixel selection
3020 Peak luminance (P) calculation means
3021 Difference luminance (b ′) calculation means
3022 subtractor
3023, 3024 Depth direction scanning line luminance interpolation means

Claims (4)

The first ultrasonic wave transmitted in the subject and reflected and returned from the subject is received, and has a predetermined first beam profile along a predetermined first scanning line extending into the subject. Transmission / reception means for sequentially repeating a process of generating a first reception signal representing a reception ultrasonic beam for a plurality of first scanning lines arranged in a predetermined scanning direction;
A first reception signal obtained by said receiving means, along each front Stories second scan line of the plurality of which are densely arranged than the arrangement density of the first scan line in the scanning direction, predetermined A scanning line computing means for converting the second received ultrasonic beam having the second beam profile into a second received signal;
Signal conversion means for converting the second reception signal obtained by the scanning line calculation means into an image signal corresponding to a display pixel;
Image display means for displaying an image based on the image signal obtained by the signal conversion means ,
The scanning line calculation means calculates a displacement in the scanning direction of the ultrasonic reflection source in the subject, and calculates a displacement in the scanning direction between the ultrasonic reflection source and the second scanning line. An ultrasonic diagnostic apparatus that converts the first received signal into the second received signal by executing a calculation including: The scanning line calculation means includes a memory storing a table representing a correspondence relationship between displacement and signal value, and at least a part of the calculation for converting the first reception signal into the second reception signal. 2. The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 1 , comprising a step of converting the displacement into a signal value by referring to the memory . A first received ultrasonic wave having a predetermined first beam profile along a predetermined scanning line extending in the subject is received by receiving the ultrasonic wave transmitted into the subject and reflected and returned in the subject. A transmission / reception unit that sequentially repeats a process of generating a reception signal representing a beam for a plurality of scanning lines arranged in a predetermined scanning direction;
The reception signals obtained by the transmission / reception means are image signals corresponding to display pixels, and a plurality of second signals arranged in a higher density than the arrangement density of the first scanning lines in the scanning direction. Signal converting means for converting the received ultrasonic beam having a predetermined second beam profile into an image signal along each of the scanning lines;
Image display means for displaying an image based on the image signal obtained by the signal conversion means,
The signal conversion means includes a calculation for obtaining a displacement in the scanning direction of the ultrasonic reflection source in the subject and a calculation for obtaining a displacement in the scanning direction between the ultrasonic reflection source and the display pixel. The reception signal is converted into the image signal by performing an operation .
That the ultrasonic diagnostic apparatus. The signal conversion means includes a memory in which a table representing a correspondence relationship between displacement and signal value is stored, and at least a part of operations for converting the received signal into the image signal is referred to the memory. The ultrasonic diagnostic apparatus according to claim 3 , comprising a process of converting the displacement into a signal value .

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